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Die
Erfindung betrifft eine Einrichtung zur strahlentherapeutischen
Behandlung von Gewebe, das heißt
Tumoren, mittels einer Röntgen-CT-Anlage oder
von Tumoren oder anderer Erkrankungen mittels einer diagnostischen
oder Orthovolt-Röntgen-Anlage
mit jeweils mindestens einer Röntgenstrahlungsquelle,
einem röntgenoptischen
Modul, bestehend aus einem energiedispersiven Röntgenkonzentrator und einem
Blendensystem, einer Bildgebungseinheit und einer Messeinrichtung
zur Bestimmung der Strahlungsdosis.
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Ein
medizinischer Schwerpunkt für
den Einsatz der Einrichtung wird in der Therapie maligner Hirntumore
gesehen, weil diese Tumorarten aufgrund der Schädelabmessungen mit den genannten Röntgenstrahlen
relativ gut erreichbar sind und mit herkömmlichen Therapien eine außerordentlich schlechte
Prognose haben.
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Die
erfolgreiche strahlentherapeutische Behandlung von Tumoren setzt
deren frühzeitige
Diagnose und Lokalisation voraus. Der Erfolg hängt davon ab, wie gezielt die
zur Tumorabtötung
notwendige Energiedosis auf den Tumor konzentriert werden kann,
ohne gesundes Gewebe zu schädigen.
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In
der Strahlentherapie ist heute die Benutzung von Linearbeschleunigern
oder neuerdings Teilchenbeschleunigern mit Energien im Megavolt-Bereich üblich. Die
Investitionskosten für
eine solche Anlage betragen, bedingt auch durch die hohen baulichen
Abschirmmaßnahmen,
ca. 5 Mio. EUR. Damit sind nur wenige Zentren in der Lage, Strahlentherapie
auf dem aktuellen Stand der Technik anzubieten. Die hohen Kosten
und die Problematik der Strahlung verhindern eine weite Verbreitung
dieser Technologie auch in Ländern,
deren Wirtschaftskraft unterhalb der der reichen Industriestaaten
liegt.
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Die
Strahlentherapie mittels Linearbeschleuniger erfordert darüber hinaus
teilweise unkomfortable Immobilisationstechniken (Gesichtsmaske,
stereotaktische Fixierung) für
den Patienten während
der Therapiesitzungen.
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Neben
der etablierten Radiotherapie gibt es aufwändigere Techniken wie die Bestrahlung
mit Neutronen, Protonen oder schweren Teilchen, die wegen des hohen
investiven Aufwandes in der Mehrzahl der Fälle an Großforschungszentren lokalisiert sind
und den Weg in die Routineanwendung bisher nicht gefunden haben.
Einzige Ausnahme ist die Protonenbestrahlung von Augentumoren, die
an wenigen Zentren erfolgreich betrieben wird.
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Die
Bestrahlung von außen
(Teletherapie) wird unterstützt
durch interstitielle Applikationsformen, bei denen radioaktive Implantate
permanent oder vorübergehend
im Zielvolumen platziert werden (Brachytherapie) und damit eine
besonders hohe Dosis im Tumor erzielen. Auf experimenteller Basis
kop pelt man auch Radioisotope an Zielfindungssubstanzen und kann
dabei auch Bildgebung und Therapie miteinander verknüpfen. Die
Selektivität
ist jedoch bisher bei weitem noch nicht ausreichend, sodass Strahlenbelastung,
insbesondere aber die Belastungen der Ausscheidungsorgane Leber
und Niere, limitierend sind.
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Eine
Alternative zur Röntgenstrahlen-Therapie
besteht darin, anstelle der Röntgenröhre eine
intensive Synchrotronstrahlung zu verwenden, die vorteilhafterweise
auf das Energiemaximum der Röntgenabsorption
eingestellt werden kann. Diese Synchrotronstrahlung mit medizinischer
Anwendung steht jedoch weltweit nur an wenigen Forschungszentren
zur Verfügung.
Die Untersuchungen mit Synchrotronstrahlen müssen bisher als experimentelle Studien
oder Pionierarbeiten angesehen werden.
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Konkurrierende
Therapieformen sind:
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a) Ablationsverfahren
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Derartige
Techniken beruhen auf dem Einbringen von Sonden in das zu abladierende
Tumorareal. Der Tumor wird überhitzt,
unterkühlt
oder hochdosiert bestrahlt. Je nach physikalischer Methode unterscheidet
man z. B. die Radioablation, die Radiofrequenzablation, die Laserablation
oder die Kryoablation. Auch Ethanolinjektionen werden in den Tumor zur
lokalen Therapie appliziert. Bei ausgedehnten Prozessen werden Embolisationstechniken
zum Verschluss der den Tumor versorgenden Gefäße eingesetzt. All diese Verfahren
setzen nachteilige weise eine intratumorale Applikation voraus und
sind damit invasiv.
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b) Chemotherapie/Radiosensitizer
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Einzelne
Zytostatika werden bereits standardmäßig zur lokalen Wirkungsverstärkung der
Radiotherapie eingesetzt. In den mit dem vorliegenden Verfahren
anvisierten Anwendungen (maligne Hirntumore) besteht jedoch weiterhin
Handlungsbedarf. Die klassischen Radiosensitizer, die durch ihre
große Elektronenaffinität die Rekombination
der Radiolyseprodukte verhindern sollen, haben bisher keine klinische
Bedeutung erlangt.
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c) weitere experimentelle Techniken
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Von
den bi-modalen Techniken sind hier zu nennen:
- i.
Die Neutroneneinfangtherapie, bei der Substanzen mit hohem Einfangquerschnitt
(z. B. Bor- oder Gadoliniumverbindung) für thermische Neutronen in den
Tumor verbracht und anschließend
im Neutronenstrahl aktiviert werden. Die Spalt- und Emissionsprodukte
führen
zur lokalen Zellabtötung.
Die Therapie ist physikalisch sehr aufwendig. Ein Durchbruch wurde
auch nach mehreren klinischen Studien bisher nicht erreicht.
- ii. Die Magnetfeld-Hyperthermie. Hierbei werden magnetische
Nanopartikel in den Tumor appliziert, die anschließend durch
ein äußeres Magnetfeld
aufgeheizt werden und damit zu einer Übererwärmung des Tumors führen können. Erste
klinische Studien zu dieser Therapieform sind vielversprechend,
wenn auch diese Therapieform bisher eine intratumorale Applikation
der Nanoteilchen voraussetzt. Eine Magnetresonanz-Bildgebung ist
nach Applikation von Nanoteilchen nicht mehr möglich.
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Aus,
physikalischen Gründen
verwendet man zur CT-Bildgebung und zur Strahlentherapie unterschiedliche
Röntgenenergien.
Für CT
bleibt man im Bereich bis maximal 140 keV, wohingegen die unteren
Energien in der Therapie erst bei 1 MeV beginnen, das heißt die Röntgenenergien
für Bildgebung und
Bestrahlung unterscheiden sich um eine Größenordnung. Das hat zur Folge,
dass gerade die modernen Bestrahlungseinheiten für eine hochaufgelöste Bildgebung
nicht geeignet sind. Umgekehrt sind Röntgenanlagen mit Beschleunigungsspannungen bis
140 kV, die hervorragend für
die Bildgebung geeignet sind, in der konventionellen Strahlentherapie wegen
der geringen Eindringtiefe, damit hohen Oberflächendosen, erst durch Telekobalt
und dann durch die Hochvolt-Linearbeschleuniger abgelöst worden.
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In
US 2004/0006254 A1 ist
ein spezielles Röntgentherapiegerät beschrieben,
das mit einem CT-Scanner und einer speziellen Röntgenröhre arbeitet. Der Röntgenstrahl
wird durch eine Linse (Spiegelarray) auf den Tumor gelenkt. Die
Linse soll ggf. beschichtet sein, um bestimmte Frequenzen auszufiltern
und außerdem
ggf. aus dem Strahlengang entfernbar sein. Hinter dem Tumor soll
ein Monitor angeordnet sein, mit dem die Wirkung des Kontrastmittels
bestimmt werden soll. Ein Detektionssystem soll die Dichte des Kontrastmittels
(offenbar durch Röntgenabsorptionsmessung)
messen.
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Um
die Röntgenquelle
auf 20 cm an den Patienten heranzubringen, kann allerdings kein
normales Röntgengerät benutzt
werden.
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Ein
geometrisch ähnlich
aufgebautes Spiegelarray wie im vorgenannten Fall, allerdings auf
der Basis Braggscher Reflektion, zeigt beispielsweise die
US 6 442 236 B1 .
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So
genannte Tomotherapieeinheiten, also Systeme, die gleichermaßen zur
Bildgebung wie zur Strahlungstherapie benutzt werden könneen, werden derzeit
angedacht. So sind mit
WO
2005 081842 A1 und
DE 698 39 480 T2 Vorschläge bekannt, nach denen eine
zur Bestrahlungstherapie dienende Röntgenstrahlanlage mit einem
Magnetresonanzabbildungssystem kombiniert wer den. Die Systeme müssen so
angeordnet sein, dass die Spulensysteme des Magnetresonanzsystems
nicht von dem Behandlungsstrahl des Röntgenstrahlsystems gestört werden
können.
Eine solche Anlage hätte
enorme Kosten. Die zudem offene Bauweise des MRT-Systems hat dabei
gegenüber
den geschlossenen Hochfeldvarianten und der CT-Bildgebung eine geringere Ortsauflösung zur
Folge, weiterhin liegen die Akquisitionszeiten im 10 min Bereich
oder darüber,
so dass keine wirkliche simultane Diagnostik und Therapie möglich ist.
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Der
Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Einrichtung anzugeben,
die mit der prinzipiell gleichen Gerätetechnik wie die Diagnostik
auskommt, um eine gezielte und schonende Strahlentherapie zu ermöglichen.
Ziel ist die Kopplung von Diagnose und Therapie in der Krebsbekämpfung.
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Erfindungsgemäß wird die
Aufgabe gelöst durch
Merkmale, die im Hauptanspruch 1 genannt sind. Vorteilhafte Ausgestaltungen
sind Gegenstand der Unteransprüche.
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Gegenstand
der Erfindung ist die instrumentelle Erweiterung eines herkömmlichen
CT Gerätes (oder
nach einer vereinfachten Version einer diagnostischen oder Orthovolt-Röntgen-Anlage,
wie später
noch gezeigt wird) derart, dass das CT Gerät zur Diagnostik hardwaremäßig unmodifiziert
bleibt, zur Therapie ein graphitbasierter Röntgenspiegel (HOPG) als Röntgenoptischer
Konzentrator in den Strahlengang geschoben wird und ein zusätzlicher Emissionsdetektor
angebracht wird. Der Röntgenspiegel
enthält
einen Beamstop zur Unterdrückung des
nicht-reflektierten Primärstrahls.
Beide Zusatzelemente können
leicht ausgewechselt werden und letztlich von der Bedienkonsole
elektromechanisch aus oder in den Strahl geschwenkt werden, so dass für das Bedienpersonal
das Strahlenrisiko so gering wie nur möglich gehalten wird. Mit dem
Röntgenkonzentrator
wird aus der von der herkömmlichen
Hochleistungsröhre
emittierten divergenten und polychromatischen Röntgenstrahlung eine quasimonochromatische
Röntgenstrahlung
selektiert und gezielt auf das Ziel, den Tumor, fokussiert. Allein
durch diese physikalische Maßnahme
der Röntgenoptik
wird eine beträchtliche
Intensitätssteigerung
im Ziel erreicht. Zusätzlich
zu dieser Röntgenoptischen
Fokussierung erfolgt eine Monochromatisierung und eine weitere Dosiserhöhung im
Zielgebiet durch zuvor eingetragene Absorberelemente. Der Dosiserhöhung liegt
der Photoelektrische Effekt zu Grunde, der ca. mit der dritten Potenz
der Ordnungszahl (Z) der Elemente zunimmt, so dass beispielsweise
die Elemente Iod (Z = 53) und Gadolinium (Z = 64), die in Röntgen- oder MR-Kontrastmitteln
enthalten sind, zu einer bemerkenswerten Dosiserhöhung führen. Diese
Dosiserhöhung
soll über
die abgestrahlte Röntgen-Fluoreszenz an-line
(d. h. ohne Zeitverzögerung)
mit einem zweiten Detektor zur Messung der Röntgenfluoreszenz des Kontrastmittels,
der am Patiententisch der Röntgen-Anlage
angeordnet oder an diesen verfahrbar ist, registriert werden.
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Die
Monochromatisierung des Röntgenstrahls
erlaubt eine optimale Energieanpassung von Röntgenanregung und Absorberelement.
Durch die Detekton der Röntgenfluoereszenz
kann der Streuanteil mit Hilfe eines energiedispersiven Detektors oder
durch eine Feinoptik unterdrückt
werden.
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Auf
der Basis der erhobenen Daten (Tumorgeometrie und Röntgenabsorption
aus den Koordinaten und Hounsfieldeinheiten des CT-Bildes, Registrierung
der Röntgenfluoreszenz
zur on-line Messung der Dosiserhöhung)
ist eine optimale Steuerung der Tumorbestrahlung möglich bis
hin zur Nachdosierung des Kontrastmittels oder Abbrechen der Sitzung bei
Unterschreitung vorbestimmter Bestrahlparameter.
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Ähnliche
Ansätze
sind zwar in der wissenschaftlichen Literatur und in Patenten bereits
beschrieben, allerdings bisher nicht in dieser Konsequenz. So hat
sich die Arbeitsgruppe um A. Norman (University of California in
Los Angeles) über
längere Zeit
mit der Dosiserhöhung
durch Iod- und Gadolinium-haltige
Kontrastmittel beschäftigt.
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Literatur zu Arbeiten von A. Norman et
al.:
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- Solberg TD, Iwamoto KS, Norman A.
Calculation of radiation
dose enhancement factors for dose enhancement therapy of brain tumours.
Phys
Med Biol. 1992 Feb; 37(2): 439–43.
- Norman A, Ingram M, Skillen RG, Freshwater DB, Iwamoto KS, Solberg
T.
X-ray phototherapy for canine brain masses.
Radiat
Oncol Investig. 1997; 5(1): 8–14.
- Mesa AV, Norman A, Solberg TD, Demarco JJ, Smathers JB.
Dose
distributions using kilovoltage x-rays and dose enhancement from
iodine contrast agents.
Phys Med Biol. 1999 Aug; 44(8): 1955–68.
- Rose JH, Norman A, Ingram M, Aoki C, Solberg T, Mesa A.
First
radiotherapy of human metastatic brain tumors delivered by a computerized
tomography scanner (CTRx).
Int J Radiat Oncol Biol Phys. 1999
Dec 1; 45(5): 1127–32.
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Die
Untersuchungen von Norman et al., deren wesentliche Resultate in
der oben angeführten
Literatur zitiert sind, spannen einen breiten Bogen von ersten Berechnungen
der Dosiserhöhung
bis hin zu initialen klinischen Untersuchungen an einem CT-Gerät, bei dem
der normale Fächerstrahl
durch Blenden auf einen „Pencilbeam” eingeengt
wurde. Der Gruppe standen weder eine energiedispersive Röntgenoptik
noch eine on-line Dosisregistrierung zur Verfügung, sodass die Dosiserhöhung verifiziert wurde,
aber weiterreichende Studien versagt waren.
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Die
Patente
US 6 782 073
B2 ,
US 6 853
704 B2 ,
US
2004/0006254 A1 haben die Arbeiten von A. Norman oder ähnliche
als Ausgangspunkt und verbessern diese durch die Art der Kontrastmittelapplikation
und durch Verbesserung der Bestrahlgeometrie.
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Nach
US 6 853 704 B2 soll
zur strahlentherapeutischen Behandlung ein CT-Gerät benutzt
werden, wobei mehrere Strahlungser zeuger zum Einsatz kommen, deren
divergente Strahlen mit einem Konzentrator fokussiert werden. Zusätzlich ist
jeweils ein Blendensystem vorgesehen. Die Messung der Strahlungsdosis
soll am Blendensystem erfolgen.
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Das
ohnehin im CT-Gerät
vorhandene Bildgebungssystem wird zwar angesprochen, dieses wird
während
der Behandlung offensichtlich aus den oben beschriebenen Gründen aber
nicht benutzt. Vielmehr ist, wie
US 6 782 073 B2 zeigt, vor der strahlentherapeutischen
Behandlung eine CT-Aufnahme mit einem zweiten, ausschließlich zur
Bildgebung dienenden Gerät
für eine
Behandlungsplanung vorgesehen. Als Kontrastmittel werden Photoelectric Radiation
Enhancer (PRE) verwendet, die zum Beispiel aus
US 2004/0006254 A1 bereits
bekannt sind.
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Alle
Modifikationen und instrumentellen Erweiterungen werden mit der
vorliegenden Einrichtung an für
die CT-Diagnostik gebräuchlichen
Geräten
durchgeführt.
Vorteilhaft ist die Verwendung von Hochleistungsröntgenröhren.
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Die
Darstellung der Patientenanatomie und -topographie zur exakten Ermittlung
der Tumorausdehnung und Erfassung des Zielvolumens generiert der
Computertomograph in dreidimensionaler Abbildung meist mit Hilfe
von Kontrastmitteln. Die Ortsauflösung solcher Geräte liegt
heute im Submillimeterbereich und stellt anatomische Verhältnisse
in hoher Detailgenauigkeit dar.
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Das
Grundgerät
wird um zwei Zusatzfunktionen gerätetechnisch erweitert. Die
Bildgebungs-Software muss zu einer neuen Diagnostik-Therapie-Software
erweitert oder umgeschrieben werden, die auch den Therapieplanungsmodus
enthalten soll. Die Zusatzbausteine werden im Folgenden genauer
beschrieben.
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Die
beiden gerätetechnischen
Bausteine (energiedispersiver Röntgenkonzentrator
und Fluoreszenzdetektionseinheit) können einzeln manuell oder, über die
Bedienkonsole gesteuert, in den Strahlengang eingeführt oder
wieder entfernt werden. Diese Umrüstung von der Diagnostik zur
Therapie (und gegebenenfalls wieder zurück) kann geschehen, während der
Patient auf der Patientenliege platziert ist. Vorteilshafterweise
wird man erst eine Kontrastmittel unterstützte CT-Aufnahme durchführen, die Zielkoordinaten
und Röntgenschwächungen
speichern und dann die Patientenliege so verfahren, dass anschließend das
Zielgebiet (Tumor) im Isozentrum der Gantry liegt. Zeitgleich können die
beiden Zusatzfunktionen eingefahren werden. Diese Umrüstungen sind
in kurzer Zeit durchgeführt,
sodass sich die Zielkoordinaten durch Bewegungsartefakte praktisch nicht
geändert
haben. Die Messung der Dosiserhöhung
mit dem Fluoreszenzdetektionsmodul erlaubt dabei eine genaue Kontrolle
der Bestrahlung des Zielgebietes.
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Moderne
Hochleistungsröhren
erlauben die Applikation von therapeutisch gängigen Strahlendosen im Minutenbereich,
sodass im Normalfall eine Zielkoordinatenveränderung nur minimal ausfällt. Eine
Nachjustage ist aber jederzeit durch Umschalten auf den Diagnostikmodus
des CT-Gerätes
möglich.
Letztlich kann diese Umschaltung in den Diagnostikmodus per Knopfdruck
so schnell erfolgen, dass auch Bewegungsartefakte und die Pharmakokinetik
der Kontrastmittel erfasst und der Bestrahlung angepasst werden
können.
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Konventionell
wird der Patient in z-Richtung auf der Liege während der CT Aufnahmen verschoben.
Während
des Bestrah· lungsmodus
ist daran gedacht, die Patientenliege zusätzlich in den x- und y-Richtungen
zu verschieben. Weiterhin kann die Gantry gekippt und die Strahlintensität während des Umlaufs
moduliert werden, sodass auch größere Tumore
gezielt mit dem fokussierten und monochromatisierten Röntgenstrahl
abgerastert werden können und
die von außen
eingebrachte Röntgenstrahlung auf
das Gebiet der Dosiserhöhung
Beschreibung der instrumentellen Zusatzeinbauten
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1. Röntgenkonzentrator
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Die
in der medizinischen Praxis eingesetzten Röntgenröhren emittieren einen divergenten
Strahl in einem breiten Energiespektrum. Die Möglichkeiten zur Modulation
von Röntgenstrahlen
im Bereich von 20–140
keV in röntgenoptischen
Elementen sind begrenzt. Die Verwendung eines Blendensystems stellt allein
noch keine Lösung
des vorliegenden Problems dar. Diese Methode verfügt über keine
Möglichkeit, die
Strahlqualität
problemangepasst und damit energetisch zu modifizieren. Für eine effektive
Behandlung mit minimalen Nebenwirkungen sind dagegen konvergente
und quasimonochromatische Strahlen (das heißt mit definierten Energien)
erforderlich. Das ohnehin im CT vorhandene Blendensystem (in Z-Ebene)
wird deshalb gemeinsam mit einem Röntgenkonzentrator zur Fokussierung
und Monochromatisierung eingesetzt. Zur Formierung von konvergenten,
quasimonochromatischen Strahlen werden graphitbasierte Röntgenkonzentratoren
verwendet. In diesem Fall wird der Strahl auch bei rotierender Röntgenröhre exakt
auf den Tumor fokussiert und seine Intensität genau indem Spektralbereich
wesentlich vergrößert, in
dem die aktivierbaren Sensibilisatoren (PRE, s. unten) am effektivsten
wirken.
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Das
Ziel des Konzentrators ist es, einen konvergenten bzw. quasiparallelen
und quasi-monochromatischen Strahl aus einem fächerförmigen und spektralbreiten
Strahl eines CT-Gerätes
zu formieren. Der Konzentrator stellt eine zweischichtige geschlossene
Oberfläche
mit einem Beamstop dar. Die innere Schicht wird aus einem energiedispersiven Material
hergestellt, im vorliegenden Fall HOPG-Graphitkristalle. Die äußere Schicht
wird aus einem starkabsorbierenden Material gefertigt, damit der
Direktstrahl die Wand des Konzentrators nicht durchdringen kann.
Der Konzentrator kann auch mehrere geschlossene oder nicht geschlossene
Oberflächen enthalten.
Im einfachsten Fall ist der Konzentrator ein Hohlzylinder mit einer
HOPG Schicht auf seiner Innenwand. Die Schichtdicke muss den Photonenenergien
angepasst werden, damit eine' effektive
Reflexion realisiert wird. Durchmesser und Länge des Konzentrators können variieren
zwischen 1 bis 5 cm für den
Durchmesser und 1 bis 15 cm für
die Länge.
Bevorzugte Werte sind für
den Durchmesser etwa 2 cm und für
die Länge
etwa 8 cm. Der Konzentrator befindet sich in einer Entfernung von
etwa 20 bis 30 cm vom Brennfleck der Anode und ist auf einer Platte
mit einer Justiereinrichtung montiert, die ähnlich konstruiert ist wie
die im CT üblichen
Kollimatoreinrichtungen, sodass ein Austausch problemlos und schnell möglich ist.
Neben dem Hohlzylinder mit über
die Länge
konstantem Durchmesser werden andere Formen bevorzugt, bei denen
der Durchmesser über
die Länge
elliptisch oder in Form einer logarithmischen Spirale variiert wird,
aber auch beliebig andere Formen sind vorteilhaft möglich.
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Die
Reflexion an dem HOPG Kristall erfolgt auf Grund der Bragg-Beziehung,
wobei die geschlossene Form mit ihrer fokussierenden Geometrie dazu verhilft,
das Zielgebiet optimal auszuleuchten und damit die Intensität im Zielgebiet
zu erhöhen.
Damit der Primärstrahl
die Röntgenoptik
nicht ungehin dert passieren kann, wird ein Beamstop angebracht.
Lage und Form des Beamstops passen sich der Form der Röntgenoptik
an. Erst der Beamstop garantiert, dass nur Bragg-reflektierte Röntgenstrahlen
mit definierter Energie auf das Zielgebiet fokussiert werden. Die Röntgenoptik
ist beispielsweise so ausgelegt, dass der Fokus mit dem Isozentrum
der Gantry zusammenfällt.
Für die
totale Blockierung des Direktstrahls ist auch die Wand des Konzentrators
ausschlaggebend. Das Wandmaterial und die Wandstärke müssen energieangepasst optimiert
werden, damit der Direktstrahl und seine Streuung total abgeschattet sind.
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Der
Baustein Röntgenkonzentrator
kann alternativ noch mit einer Vorrichtung zur Messung der Strahlenintensität versehen
werden.
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2. Röntgenfluoreszenzdetektion
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Die
Bestimmung der Strahlungsdosis erfolgt durch Messung der Röntgenfluoreszenz
des Kontrastmittels, wie in
DE 10 2005 50261 940 A1 beschrieben. Dazu
ist ein in der Nähe
des Tumors angeordnetes Detektionssystem vorgesehen, das an der
Patientenliege angebracht ist. Für
die Messung der Röntgenfluoreszenz
wird entweder ein empfindlicher energieauflösender Detektor, z. B. ein
CdTe-Detektor, eingesetzt oder ein Dosimeter in Kombination mit
einem optischen System. Dieses optische System ist ähnlich aufgebaut
wie der oben beschriebene Konzentrator. Dabei wird die Röntgenfluoreszenz
auf die Messsonde des Dosimeters fokussiert, ohne dass der Streuanteil
wesentlich ins Gewicht fällt.
Anstelle des Dosimeters kann auch ein Photonenzähler eingesetzt werden.
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Photonen-aktivierbare Substanzen
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Durch
die Verwendung spezieller aktivierbarer Substanzen (Photoelectric
Radiation Enhancer (PRE)) als Kontrastmittel wird gleichzeitig der
Effekt am zuvor lokalisierten Tumor verstärkt und eine Verlaufskontrolle über die
bildgebende Diagnostik ermöglicht.
Das heißt,
die PREs sorgen einerseits für eine
verbesserte Darstellung der Anatomie bzw. der pathologischen Veränderungen
des Patienten, andererseits für
einen Verstärkungseffekt
während
der strahlentherapeutischen Behandlung.
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In
der klinischen Röntgendiagnostik
werden ausschließlich
Substanzen verwendet, die das Zielgebiet (Tumor) auf passive Weise
darstellen. Die Lokalisation im Zielgebiet kommt zustande, weil
die Tumorphysiologie sich vom Normalgewebe unterscheidet und so
die Verweilzeiten der Diagnostika im Tumor und im Normalgewebe unterschiedlich
sind. Dieses Phänomen
wird im Angelsächsischen
als „enhanced
permeation and retention (EPR)” bezeichnet. Besonders
auffällig
ist dies bei bösartigen
Hirntumoren, bei denen in der Mehrzahl der Fälle die Blut-Hirn-Schranke
geöffnet
ist. Die Diagnostika gelangen über
die „poröse” Blut-Hirn-Schranke
in den Tumor, können
aber bei intakter Blut-Hirn-Schranke die Blutbahn nicht verlassen
und so nicht in das umliegende gesunde Gehirngewebe passieren. Dadurch
hebt sich der Tumor deutlich vom Normalgewebe ab.
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Damit
Substanzen Röntgenstrahlen über den
Photoeffekt absorbieren, müssen
sie Atome mit hoher Ordnungszahl enthalten (Absorptionsverhalten ~Z3). Das ist bei Iod (Element 53)
der Fall, aber auch das in Magnetresonanz-Kontrastmitteln enthal tene Gadolinium
(Element 64) ist dafür
geeignet. In beiden Fällen
kommt es aufgrund des photoelektrischen Effektes zur verstärkten Absorption
und in Folge zu einer lokalen Strahlendosiserhöhung.
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Geeignet
zur Strahlendosiserhöhung
sind Substanzen, die ein oder mehrere, auch unterschiedliche Atome
der Ordnungszahlen 38–42,
44–53, 56–83 Elemente.
Technetium (Tc, Z = 43) ist radioaktiv und kann nur als Beimischung
verwendet werden. Die schweren Alkali-Elemente lassen sich für eine parenterale
Applikation nur schwer gezielt formulieren und stehen damit nur
für orale
oder topische Anwendungen zur Verfügung. Leichtere Elemente ab ca.
Mangan (Mn, Z = 25) können
für die
Sekundärabsorption
der emittierten Röntgenfluoreszenz
schwerer Elemente in Kombination mit diesen vorteilhaft ausgenutzt
werden.
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Neben
den klinisch eingesetzten iodhaltigen Röntgen-Kontrastmitteln kommen
als Verbindungen auch MR Kontrastmittel in Frage, wie zum Beispiel Gd-DTPA
oder Gd-DOTA. Ziel ist es, eine im Tumor höhere Konzentration als im umliegenden
Gewebe zu erreichen, um die Selektivität der Strahlentherapie neben
der Strahlungsführung
weiter zu erhöhen. Dies
kann durch den Einsatz Tumor-affiner Verbindungen oder von Nanopartikeln
noch gesteigert werden. Als interessant erweisen sich ebenfalls
Kombinationen mit Chemotherapeutika (zum Beispiel cis-Platin) oder andere
moderne Metallkomplexe, die bereits Eingang in die Tumortherapie
gefunden haben und intrazellular wirken.
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Die
Dosiserhöhung
durch strahlenabsorbierende Substanzen beruht auf dem photoelektrischen Effekt.
Das ankommende Röntgenphoton
schlägt
bei hinreichender Energie und Kollision mit einem Atom ein Elektron
aus einer inneren Schale. Große
Wirkungsquerschnitte haben Atome hoher Ordnungszahlen mit ihren
K-Elektronen. Bei Iod liegt die K-Kante bei 33,2 keV, bei Gadolinium
bei 50,2 keV. Die energetische Lücke
wird durch Ausstrahlung von Röntgenfluoreszenz
und/oder eine Kaskade von Anger-Elektronen geschlossen, wobei die
Röntgenfluoreszenz
mit der Ordnungszahl zu- und die Auger-Kaskade mit der Ordnungszahl
entsprechend abnehmen. Die Photoelektronen und Auger-Elektronen haben
kurze Reichweiten, sodass die Energie in der Nähe des Absorptionsortes deponiert
wird. Man beobachtet eine lokale Dosiserhöhung, die von der Konzentration
des Absorbermoleküls
abhängt.
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Software und Steuerung
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Der
Photoelectric Radiation Enhancer (PRE) wird zunächst appliziert. Die dann im
Bildgebungsmodus generierten Bilder dienen zur anatomischen Lokalisation
und damit zur Festlegung der zu bestrahlenden Areale. Nach weiterer
PRE-Applikation und dem Erreichen der angestrebten bzw. für den photoelektrischen
Dosiserhöhungseffekt
notwendigen Konzentration im Tumor wird vom Bildgebungsmodus in
den Therapiemodus umgeschaltet und mit der Bestrahlung begonnen.
Die Software kann dabei aus den Messsignalen die Koordinaten für eine exakte
Positionierung der Bestrahlung errechnen und die Steuerung des CT-Gerätes übernehmen.
Innerhalb der Rückkopplungsschleifen
ist dafür
gesorgt, dass bei Unterschreiten einer Grenzkonzentration im Tumor
eine Meldung erfolgt und eine Nachdosierung des PRE vorgenommen
werden kann. Ist dies aus Gründen
der akuten Verträglichkeit
nicht mehr möglich,
kann die Bestrahlung abgebrochen und eine neue Sitzung anberaumt
werden.
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Der
zeitliche Verlauf der Konzentration und des Abbaus des Röntgenmarkers
im Gewebe zwingt zu geräte-
und steuerungstechnischen Lösungen,
die praktisch in Realzeit erfolgen müssen. Damit im Zusammenhang
stehen die Messung der tatsächlichen Dosisaufnahme,
die Nutzung dieser Ergebnisse zur Steuerung und ständigen Neuberechnung
der noch einzubringenden Strahlung, die Anpassung der CT-Steuerung
zur Realisierung dieser Forderungen und die richtige Schalt- und
Intervallfolge zum Wechsel zwischen Diagnose und Therapie.
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Mit
der erfindungsgemäßen Einrichtung kann
die Bestrahlungsplanung täglich
in kürzester Zeit
vor jeder Radiatio entsprechend dem Kontrastmittel-gestützten CT-Bild
erfolgen. Das erhöht
die Genauigkeit einer Strahlentherapie erheblich, da Abweichungen
bei der Patientenlagerung und Veränderungen im Zielvolumen (zum
Beispiel Tumorregression oder Organbeweglichkeit) sofort während der Strahlentherapie
ohne Unterbrechung, berücksichtigt werden.
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Logistik
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Diagnostik,
Therapieplanung und Therapie können
in einem Gerät
fusioniert werden. Darin liegt ein erheblicher finanzieller und
logistischer Vorteil gegenüber
den derzeit etablierten Technologien. Nicht unerheblich ist, dass
mit der erfindungsgemäßen Einrichtung
arbeitende Anlagen ohne große
Sicherungsmaßnahmen
(Strahlenschutz) an jedem Krankenhaus (auch in Schwellenländern) installiert
werden können,
da sich Ortho voltphotonen gegenüber Megavoltphotonen
durch geringe bauliche Maßnahmen
abschirmen lassen bzw. bei vorhandenen CT-Geräten
nicht zusätzlich
anfallen.
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Variante in vereinfachter
Ausführung
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In
einer vereinfachten Ausführung,
insbesondere bei der Behandlung oberflächennaher maligner Tumoren
oder bei der Behandlung benigner Tumoren und Arthrose-ähnlicher
Erkrankungen, ist die CT-Hochtechnologie nicht entscheidend und
man kann den Röntgenkonzentrator
auch mit herkömmlichen
C-Bogen und anderen diagnostischen Durchlicht-Röntgen-Einheiten kombinieren. Auch wenn in dieser
vereinfachten Variante die komplette 3D-Bildgebung nicht oder nur
begrenzt möglich
ist, so kann man immer noch Diagnostik und Therapie miteinander
vorteilhaft kombinieren. Im Prinzip kann der Tumor auch in dieser
Variante aus allen 3D-Richtungen bestrahlt werden. Ähnliches
gilt für
interventionelle Applikationen oder Orthovolt-Bestrahleinrichtungen.
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Wie
in der oben beschriebenen CT Ausführung wird vor den Strahlaustritt
der Röntgenröhre zum
Therapiemodus der Röntgenkonzentrator
in den Röntgenstrahl
geschoben. Röntgenenergie
und Strahlfokus werden dem Zielgebiet angepasst. Auch in diesem
Fall kann die Bestrahlung computerkontrolliert aus allen Raumrichtungen
auf den Tumor konzentriert werden. Das Energieprofil kann so abgestimmt
werden, dass die Hauptdosis in den oberflächennahen Zielarealen deponiert
wird.
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Zur
oben erwähnten
Dosisverstärkung
kann die Palette der beschriebenen Photonen aktivierbaren Substanzen
(PREs) um solche erweitert werden, die direkt in Form von Salben,
Lösungen,
Cremes, Emulsionen aus dermatologischen Anwendungen bekannt sind
oder entsprechend formuliert werden können. Beispiele sind Povidon-Iod
(Poly(1-vinyl-2-pyrrolidon)-Iod-Komplex) enthaltende Lösungen oder
Salben wie z. B. Betaisodona®.
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Der
Vorteil dieses Vorgehens gegenüber
der photodynamischen Therapie ergibt sich aus der Tatsache, dass
der Ort des Bestrahlfokus beliebig variabel auch im Zentimeterbereich
unter der Hautoberfläche
liegen kann. Weiterhin ist im Gegensatz zur Röntgendiagnostik, die eine sehr
hohe Orts- und Zeitauflösung
aufweist, die Diagnostik im optischen Bereich durch die starke Absorption
und den hohen Streustrahluntergrund eingeschränkt.
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Die
Erfindung soll nachstehend anhand von Ausführungsbeispielen näher erläutert werden.
In den zugehörigen
Zeichnungen zeigen
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1 eine
Prinzipdarstellung der erfindungsgemäßen Einrichtung in zwei Ansichten,
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2 eine
Prinzipdarstellung einer erfindungsgemäß arbeitenden CT-Anlage,
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3 eine
Prinzipdarstellung zur Funktion des Röntgenkonzentrators,
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4 ein
Photo des Röntgenkonzentrators montiert
auf eine Grundplatte eines CT Kollimators,
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5 ein
Photo des Röntgenkonzentrators nach
Einbau in eine CT Anlage,
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6 die
Intensitätsverteilung
im Fokus (identisch mit dem Rotationszentrum der Gantry) des Konzentrators
für den
Energiebereich der W-Kα-Linie,
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7 das
Energiespektrum im Fokus und
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8 die
Anregungsbedingungen für
Iod und Gadolinium, die berechnete Dosiserhöhung als Funktion der Photonenenergie.
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Die
Arbeitsweise des Gerätesystems
ist in 1 skizziert. An den Ausgang einer Röntgenröhre 1 werden
ein röntgenoptisches
Modul, bestehend aus einem Blendensystem 2 und einem Röntgenkonzentrator 3,
angebracht, das die Röntgenstrahlen
auf einen Tumor 4 fokussiert bzw. kollimiert. Verwendet wird
dazu eine CT-Anlage (siehe 2). Röntgenröhre 1 und
röntgenoptisches
Modul rotieren um den Tumor 11 und können gezielt den lokalisierten
Tumor 11 bestrahlen, wobei benachbartes, gesundes Gewebe
maximal geschont wird. Vor der Strahlentherapie wird der Tumor 11 durch
die Applikation von PREs für
die Röntgenstrahlung
sensibilisiert. Strahlung und PREs müssen aufeinander abgestimmt werden.
Mit modernen diagnostischen Methoden wird die Wirkung der Therapie
verfolgt, um in einem Rückkoppelschritt
die Therapieplanung nachzustellen. Zu beachten ist dabei, dass die
Markerfunktion zeitabhängig
ist. Die im Blutkreislauf befindlichen Markersubstanzen werden abtransportiert,
das heißt die
Marker lagern sich nicht in die Krebszellen ein.
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Kern
der Bestrahleinheit ist ein moderner CT-Scanner mit einem verfahrbaren
Patiententisch 5. Es kann sich dabei um ein Standardprodukt
handeln, so wie es jede strahlentherapeutische Einrichtung zur Strahlendiagnose
benutzt. Das Einsatzspektrum eines solchen CT-Gerätes muss
um Therapieaufgaben erweitert werden. Ein solches Image-Therapie-CT
(IT-CT) kann dann im Diagnostik- und Therapiemodus betrieben werden.
Damit ergeben sich kaum zusätzliche
räumliche
Anforderungen, was die Akzeptanz erhöht und die finanziellen Aufwendungen für die Anwender
erheblich mindert.
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Neben
der Strahlformung spielt die Positionierung des Tumors 11 die
entscheidende Rolle. Da die Lokalisation des Tumors 11 durch
die Bildgebung kontrolliert werden kann, ist eine Automatisierung
der Positionierung des Tumors 11 bei der Rotation der Röntgenröhre 1,
dem Kippen der Gantry und dem Vorschieben des Patiententischs 5 möglich, so
dass die höchstmögliche Präzisierung
bei der Bestrahlung gewährleistet
werden kann.
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Einen
vorteilhaften Effekt stellt das Detektionssystem 6 zur
Ermittlung der eingetragenen Tumordosis (durch Photoeffekt) auf
Grund der gemessenen Röntgenfluoreszenz 7 dar.
Die durch den Photoelektrischen Effekt induzierte Röntgenfluoreszenz 7 nimmt
mit der Ordnungszahl sigmoid zu, so dass auch hierfür beispielsweise
Iod und Gadolinium geeignete Elemente sind. Aus diesen Messdaten
kann die im Tumor 11 deponierte effektive Strahlendosis bzw.
der Dosiserhöhungseffekt
im Tumor 11 ermittelt werden. Dies liefert dem Strahlentherapeuten
Kriterien zum weiteren individualisierten, therapeutischen Vorgehen.
Da Photonen aus Linearbeschleunigern über den Compton-Effekt, der
eine vergleichbar geringe Abhängigkeit
von der Ordnungszahl der Elemente zeigt und auch nicht zur Freisetzung
von Photonen aus inneren Elektronschalen führt, mit Materie Wechselwirken,
ist die oben beschriebene Fluoeszendetektion im Hochenergiebereich
der Linearbeschleuniger nicht möglich.
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Durch
die Änderung
der Dimensionen und der Form des Kollimators 2 in Kombination
mit dem Konzentrator 3 während der Bestrahlung können Tumore 11 komplizierter
Form effektiv bestrahlt und gleichzeitig das umliegende gesunde
Gewebe weitestgehend geschont werden. Daher ist für die erfindungsgemäße Einrichtung
vorzugsweise ein gesteuertes Blendensystem 2 vorzusehen.
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Das
Blendensystem 2 allein würde die Bestrahlungsintensität erheblich
reduzieren und über keine
Möglichkeit
zur Modifizierung des Emissionsspektrums verfügen. Dies kann mit Hilfe der
aus Blendensystem 2 und Röntgenkonzentrator 3 bestehenden
Röntgenoptik
erreicht werden.
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Der
Konzentrator 3 stellt eine zweischichtige geschlossene
Oberfläche
mit einem Beamstop 8 dar (3). Die
innere Schicht 14 wird aus einem energiedispersiven Material
hergestellt. Aus physikalischen Gründen wird eine Graphitschicht
(HOPG – Highly
Oriented Pyrolytic Graphite) favorisiert. Die äußere Schicht 13 wird
aus einem stark absorbierenden Material gefertigt, damit der Direktstrahl
die Wand des Röntgenkonzentrators 3 nicht
durchdringen kann. Der Röntgenkonzentrator 3 kann
auch mehrere geschlossene oder nicht geschlossene Oberflächen enthalten.
Im einfachsten Fall ist der Röntgenkonzentrator 3 ein
Hohlzylinder mit einer HOPG Schicht auf seiner Innenwand.
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Der
Röntgenkonzentrator 3 sollte
auf eine Energie von ca. 60 keV (dies entspricht ca. der W Kα-Linie des
Anodenmaterials) eingestellt werden: In diesem Fall ist eine quasimonochromatische
Röntgenstrahlung
mit einer Bandbreite von etwa ΔE
15 keV (ΔE/E
20%) zu erwarten. zur Blockierung des Direktstrahls ist ein Beamstop 8 vorgesehen.
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Die
Anwendung des Röntgenkonzentrators 3 ermöglicht:
- • die
Unterdrückung
aller niederenergetischen Photonen mit E < 40 keV;
- • die
Unterdrückung
aller hochenergetischen Photonen mit E > 80 keV;
- • die
wesentliche Erhöhung
der Strahlintensität
im Bereich der höchsten
Absorption des Kontrastmittels (60 ± 10 keV für Gd);
- • die
lokale Bestrahlung von kleinen Tumoren und Metastasen;
- • bei
ausgedehnten Tumoren (Brennfleck < Tumor)
wird der Brennfleck 4 gezielt über den Tumor 11 geführt.
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Der
Röntgenkonzentrator 3 wird
unmittelbar vor dem Austrittsfenster der Röntgenröhre 1 positioniert.
Die Strahlung, die den Röntgenkonzentrator 3 verlässt, besteht
aus einem reflektierten Strahlungsanteil 9 und einem Direktstrahl 10 (1).
Der Röntgenkonzentrator 3 ist
mit einem Beamstop 8 zum Abblocken des Direktstrahls 10 ausgestattet.
Auf diese Weise wird nur der reflektierte Strahlungsanteil 9 auf den
Tumor 11 fokussiert, wodurch eine hohe Intensität quasimonochromatischer
Strahlung im Brennfleck 4 erzeugt wird.
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4 zeigt
ein Photo einer praktischen Ausführung
des Röntgenkonzentrators 3 vor
dem Einbau auf die Kollimatorplatte der CT-Einrichtung. In 5 ist
der Röntgenkonzentrator 3 im
eingebauten Zustand zu sehen. Zum Einbau muss die Plastikabdegkung
der CT-Einrichtung entfernt werden.
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6 vermittelt
einen Eindruck der Intensitätsverteilung
im Fokus. Dazu wurde ein Röntgendetektor
in horizontaler Richtung (x-Richtung) millimeterweise verschoben
und die Intensität
gemessen. Man sieht eine prägnante
Intensitätserhöhung im
Fokus.
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7 gibt
das Energiespektrum, gemessen mit einem Energiedispersiven Detektor,
wieder. Die Messung erfolgte an Hand der Streustrahlung an einer
Kaptonfolie und Rückrechnung
der Comptonverschiebung. Es ist deutlich zu sehen, dass die Energie auf
den Bereich um 60 keV eingeengt ist. Zusätzlich ist das Spektrum des
Röntgenstrahls
ohne Röntgenkonzentrator 3 gezeigt.
Man sieht deutlich, dass der Röntgenkonzentrator 3 neben
der Monochromatisierung der Strahlung zu einer markanten Intensitätssteigerung
im Zentrum führt.
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Wegen
der höheren
Oberflächendosen
bei Röntgenstrahlen
im Bereich bis einigen 10 keV, ist für die Therapie die lokale Dosiserhöhung durch
strahlenabsorbierende Substanzen ein vorteilhaftes Element. Damit
kann die gewünschte
Dosisverteilung bzw. der Dosisabfall vom Zielvolumen zur Umgebung erzeugt
werden.
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Iod-
oder Lanthanid-haltige Substanzen als PRE-Beispiele sollen sich
im Tumorareal gegenüber dem
umgebenden Gewebe anreichern bzw. hohe Tumor-Gewebe-Konzentrationsquotienten
aufzeigen. Sie sind gleichzeitig sehr verträglich.
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8 spiegelt.
die Abhängigkeit
der Dosiserhöhung
von Iod und Gadolinium als Funktion der Röntgenphotonenenergie wider
und zeigt, dass das Maximum der Dosiserhöhung von Iod und Gadolinium
im Energiebereich von ca. 60 keV liegt. Dieser Energiebereich wird
gerade durch die Röntgenoptik gut
abgedeckt (siehe 7). Weil die Gd K-Kante bei ca.
50 keV liegt, sind für
die Anregung von Gd K-Linien Photonen mit Energien von etwa 50–70 keV
am besten geeignet. Diese optimalen Bedingungen werden mit einer
Wolfram-Röhre
als Röntgenröhre 1 geschaffen,
die eine starke W-Kα-Linie
bei 59,3 keV emittiert. Die Verwendung des Röntgenkonzentrators 3 erhöht die Intensität der Primärstrahlung
im Energiebereich 50–70
keV wesentlich. Außerdem
werden in diesem Fall alle hochenergetischen Photonen (>80 keV) unterdrückt, wodurch
der Streustrahlungshintergrund reduziert werden kann.
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Die
Bestimmung der absorbierten Dosis, die online während der Bestrahlung registriert
wird, basiert erfindungsgemäß auf der
Messung des Röntgenfluoreszenzsignals
des eingetragenen Kontrastmittels (zum Beispiel Gd) durch ein Detektionssystem 6.
Die dahinter stehende Erkenntnis besteht darin, dass die für die Therapie
verwendete Röntgenstrahlung
charakteristische Linien des Kontrastmittels anregt. Diese Fluoreszenzlinien
können
mit Hilfe mindestens eines Detektors registriert werden. Bei bekannter
Kontrastmittel-Konzentration ist die gemessene Intensität der Sekundärstrahlung
ein Maß für die absorbierte
Dosis. Das Detektionssystem 6 befindet sich auf der Patientenliege 5.
Weil die aktive Fläche
dieser Detektoren des Detektionssystems 6 relativ gering
ist, können
mehrere Detektoren zu Arrays zusammengefügt werden, um den Einfangswinkel
für die
Registrierung der Fluoreszenzstrahlung zu vergrößern. Möglich wäre gegebenenfalls auch ein
Sekundärkonzentrator
für ein
effektives Einfangen der emittierten charakteristischen Linie des
Kontrastmittels und die weitestgehende Unterdrückung der Streustrahlung.
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Als
Detektoren kommen CdTe-Detektoren mit guter Effizienz und akzeptabler
Energieauflösung bei
hohen Energien in Frage.
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In
einer praktischen Ausführung
verwendet wurde eine Röntgenröhre 1 mit
folgenden Betriebsdaten:
U = 140 kV, I = 0,2 A. Die Gd-Konzentration
betrug 10 mg/g.
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Für einen
Detektionswinkel Ω =
0,01 sr und ein angeregtes Volumen von etwa 1 cm3 findet
man dann etwa 70 000 ph/s.
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Im
Gegensatz zur konventionellen Röntgenfluoreszenzanalyse
(RFA), die charakteristische L-Linien zum Nachweis schwerer Elemente
verwendet, hat das erfindungsgemäße Vorgehen
eine Reihe von Besonderheiten:
- • hohe Energien
der Fluoreszenzphotonen (K-Linien der schweren Elemente);
- • großes Anregungsvolumen;
- • große Eintrittstiefe
der Primärstrahlung;
- • große Austrittstiefe
und damit verbundene Absorption der Fluoreszenzphotonen;
- • ein
hoher Streustrahlungshintergrund.
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Zur
Bildgebung während
einer Therapiesitzung dient ein in der CT-Anlage ohnehin vorhandener CT-Detektor 12.
Für die
Bilderstellung wird der Konzentrator 3 aus dem Strahlengang
der Röntgenröhre 1 herausgeschwenkt
und damit unwirksam. Auf diese Weise können kontrastreiche, hoch aufgelöste Bilder gewonnen
werden. Die Bilder können
unmittelbar zur Gestaltung der weiteren Therapie herangezogen werden.
Sie dienen außerdem
zur Kontrolle der aktuellen Konzentration des Kontrastmittels (PRE).
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- 1
- Röntgenröhre
- 2
- Blendensystem
- 3
- Röntgenkonzentrator
- 4
- Brennfleck
- 5
- Patiententisch
- 6
- Detektionssystem
- 7
- Röntgenfluoreszenz
- 8
- Beamstop
- 9
- reflektierter
Strahlungsanteil
- 10
- Direktstrahl
- 11
- Tumor
- 12
- CT-Detektor
- 13
- Äußere Schicht
- 14
- Innere
Schicht