DE69433954T2

DE69433954T2 - Mehrblattstrahlungsabschwächer mit Prüfsystem zur Strahlungstherapie

Info

Publication number: DE69433954T2
Application number: DE69433954T
Authority: DE
Inventors: Stuart Swerdloff; Thomas Rockwell Mackie; Timothy Holmes
Original assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Current assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date: 1993-06-09
Filing date: 1994-06-08
Publication date: 2005-11-17
Anticipated expiration: 2014-06-09
Also published as: EP0773042A2; EP0832669A2; EP0773042A3; WO1994028974A3; EP0703806A1; JP3553943B2; DE69410463T2; IL109962A; DE69434055D1; EP0703806B1; US5394452A; EP0773042B1; DE69433954D1; DE69410463D1; JPH08511451A; WO1994028974A2; DE69434055T2; EP0832669A3; US5351280A; EP0832669B1

Description

Hintergrund
Gebiet der Erfindung
Diese Erfindung betrifft im Allgemeinen Strahlentherapievorrichtungen zur Behandlung von Tumoren oder dergleichen und im Besonderen einen Mechanismus zur Regulierung der Strahlendosis innerhalb von Regionen von unregelmäßiger Form im Inneren eines Patienten sowie einen Mechanismus zur Überprüfung der Strahlungsintensität an den Regionen von unregelmäßiger Form eines Patienten und der innerhalb dieser absorbierten Strahlendosis.
Beschreibung des Stands der Technik
Mit medizinischen Vorrichtungen für Strahlentherapie werden Tumorgewebe mit Hochenergiestrahlung behandelt. Die Dosis und die Verabreichungsstelle der Dosis müssen genauestens reguliert werden, um zu gewährleisten, dass der Tumor ausreichend Strahlung ausgesetzt ist, um zerstört zu werden, und gleichzeitig die Schädigung des umgebenden und angrenzenden tumorfreien Gewebes minimiert wird.
Bei der Strahlentherapie mit interner Strahlenquelle wird eine Kapsel aus radioaktivem Material im Patienten in der Nähe des tumorbefallenen Gewebes platziert. Dosis und Platzierung werden durch das physikalische Positionieren des Isotops genauestens geregelt. Jedoch weist die Strahlentherapie mit interner Strahlenquelle den Nachteil eines jeden operativ-invasiven Verfahrens auf, einschließlich der Unannehmlichkeiten für den Patienten und der Infektionsgefahr.
Bei der Strahlentherapie mit externer Strahlenquelle wird eine Strahlenquelle außerhalb des Patienten eingesetzt, typischerweise ein Radioisotop, wie beispielsweise ⁶⁰Co, oder eine energiereiche Röntgenstrahlenquelle, wie beispielsweise ein Linearbeschleuniger. Die externe Quelle erzeugt einen gebündelten Strahl, der in den Patienten hinein auf die Tumorstelle gerichtet ist. Bei der Strahlentherapie mit externer Strahlenquelle werden einige Probleme der Strahlentherapie mit interner Strahlen quelle ausgeschaltet, jedoch wird unerwünschterweise und nötigerweise ein bedeutendes Volumen an tumorfreiem oder gesundem Gewebe, das im Strahlungsweg liegt, gemeinsam mit dem Tumorgewebe bestrahlt.
Die negativen Auswirkungen der Bestrahlung von gesundem Gewebe können gemindert werden, während gleichzeitig eine bestimmte Strahlendosis im tumorbefallenen Gewebe aufrechterhalten bleibt, indem der externe Strahl in verschiedenen "Gantry"-Winkeln auf den Patienten gerichtet wird, wobei die Strahlen an der Tumorstelle zusammenlaufen. Die einzelnen Volumenelemente an gesundem Gewebe entlang dem Strahlungsweg ändern sich, wodurch die Gesamtdosis an jedem dieser Elemente an gesundem Gewebe während der gesamten Behandlung reduziert wird.
Die Bestrahlung von gesundem Gewebe kann auch durch enges Bündeln des Strahls am allgemeinen Querschnitt des Tumors, der senkrecht zur Achse des Strahls steht, verringert werden. Es gibt zahlreiche Systeme zur Erzeugung einer derartigen Umfangsbündelung, von denen einige mehrfache Gleitblenden einsetzen, die stückweise eine strahlenundurchlässige Maske mit willkürlichem Aussehen bilden können.
Als Bestandteil des Bündelns des Strahls an der Außenlinie des Tumors kann der Versatz des Strahls in Bezug auf eine Radiuslinie zwischen der Strahlungsquelle und dem Rotationszentrum der Strahlungsquelle so angepasst werden, dass die behandelte Stelle nicht am Rotationspunkt liegen muss. Das gleichzeitige Verändern des Versatzes und der Breite der Strahlung als Funktion des Gantry-Winkels erlaubt ein genaues Zielen auf Tumorgewebe mit unregelmäßigem Querschnitt innerhalb einer zum Strahl parallelen Ebene. Die Breite und der Versatz des Strahls können durch die Verwendung eines Multi-Leaf-Umfangskollimators gesteuert werden.
Die Anpassung des Versatzes und der Größe des Strahls an verschiedenen Gantry-Winkeln ermöglicht einen beträchtlichen Spielraum beim Regulieren der Dosis. Doch auch unter Verwendung dieser Verfahren wird dem gesunden Gewebe noch immer eine beträchtliches Ausmaß an unerwünschter Dosis verabreicht, insbesondere wenn das zu behandelnde Volumen konkav oder innerhalb der zum Strahl parallelen Ebene stark unregelmäßig ist.
Ein Strahlentherapiegerät, das eine stark verringerte Bestrahlung von gesundem Gewebe bereitstellt, ist in der gleichzeitig anhängigen U.S.-Patentanmeldung Nr. 07/865 521 von Stuart Swerdloff et al., eingereicht am 19. März 1992, beschrieben. Die Struktur der obigen Patentanmeldung setzt eine Strahlungsquelle ein, die auf eine Drehung innerhalb einer einzigen Gantry-Ebene am Patienten eingeschränkt ist, während die Intensität der einzelnen Strahlen des Strahlenbündels durch eine Satz undurchlässiger Lamellen moduliert wird, die sich in das Strahlenbündel hinein- und hinausbewegen.
Die Lamellen gleiten in das Strahlenbündel in geschlossenem Zustand hinein und aus dem Strahlenbündel in geöffnetem Zustand heraus, um den ungehinderten Durchtritt eines bestimmten Strahls des Strahlenbündels zuzulassen. Durch den Einsatz angemessener Planungsverfahren kann die von jeder Scheibe des Tumors absorbierte Dosis reguliert werden, um sogar Tumoren mit konkavem Querschnitt in der Gantry-Ebene zu bestrahlen. Diese Fähigkeit, nicht nur die Außenlinie der Strahlung, sondern auch die Intensität eines jeden einzelnen Strahls zu steuern, ermöglicht eine äußerst präzise Regulierung des Bestrahlungsvolumens.
Ein gesamtes tumorbefallenes Volumen kann durch Bewegen des Patienten in Bezug zur Gantry-Ebene und separates Bestrahlen einer jeden Tumorscheibe behandelt werden. In Kombination steigern der Kompensator und die Gantry-Konfiguration die Fähigkeit der Anpassung einer Strahlungsdosis an einen Tumor von unregelmäßiger Form wesentlich, während ein vereinfachtes zweidimensionales Protokoll eingesetzt wird.
Neben der Vereinfachung des Bestrahlungsprotokolls stellt eine Konfiguration mit einer einzelnen Ebene eine Vielzahl anderer Vorteile bereit. Diese Vorteile umfassen die Möglichkeit der Verwendung eines Einzelring-Gantry, um sowohl die Strahlungsquelle als auch ein CT-System zu tragen, den Vorteil der verringerten negativen Wir kungen zwischen Strahlungsquelle und Patient (oder Tisch) und den Vorteil vereinfachter Abschirmungsanforderungen. Weiters ermöglicht die vereinfachte Struktur dem Therapeuten den Einsatz eines Spiralscan-Verfahrens, um einen Tumor entlang seiner Länge gleichmäßig zu bestrahlen, um so Bestrahlungs-Hot-Spots oder Bestrahlungslücken zu vermeiden.
Trotz der Vorteile des Einschränkens eines Therapiegeräts auf die Arbeit mit nur einer Ebene sorgt ein Ein-Ebenen-Gerät für verschiedene Schwierigkeiten.
Erstens ist eine Überprüfung der Dosis notwendig. Das zerstörerische Potential des Strahls für gesundes Gewebe und die Notwendigkeit der Gewährleistung, dass das tumorbefallene Gewebe ausreichend Strahlung aufnimmt, führt dazu, dass die Behandlungsüberprüfung ein unabdingbarer Bestandteil der Strahlentherapie ist. Bei herkömmlichen Therapiegeräten werden während einer Therapiesitzung gegebenenfalls Filme belichtet, um sowohl die Stelle der bestrahlten Region zu bestätigen als auch um ein Register der Strahlungsdosen bereitzustellen. Da die von der oben beschriebenen Gantry-Konfiguration eingesetzte Strahlungsquelle sich konstant um einen Gantry herum bewegt, um einen sich bewegenden Strahl zu erzeugen, würde ein Filmüberprüfungssystem, das herkömmliche Filmbewegungsverfahren einsetzt, nicht funktionieren. Das Überprüfungsproblem wird noch tiefgreifender, wenn der Scan in Form einer Spiralabtastung durchgeführt wird.
Zudem muss bei einem Ein-Ebenen-System ein Kompensator verwendet werden, der zur Variation der Intensität der einzelnen Strahlen fähig ist, um einen Tumor korrekt zu behandeln. Die Verlässlichkeit eines derartigen Kompensators muss äußerst hoch sein - nur ein einziger unangemessen abgeschwächter Strahl, der aufgrund des Ausfalls einer Kompensatorkomponente unentdeckt durch den Kompensator tritt und gesundes Gewebe bestrahlt, könnte zu einer schwerwiegenden Schädigung des gesunden Gewebes führen.
In der Praxis sind, unabhängig von präzisen Bearbeitungsverfahren, kleine Abstände zwischen den Lamellen im oben beschriebenen Kompensator, die nicht abge schwächte Strahlen durchlassen, notwendig, um Reibungskontakt zu verhindern. Die zur Minimierung der Größe der Lamellenabstände notwendigen genauen Abweichungstoleranzen sind kostspielig, und Komponenten mit derartig hoher Toleranz sind ausfallsanfällig.
Ein weiteres Problem des oben beschriebenen Kompensators besteht darin, dass die Strahlen nicht gleichmäßig von den sich bewegenden Lamellen abgeschwächt werden, da die Lamellen nicht verzögerungsfrei bewegt werden können. Eine Lamelle okkludiert zu Beginn die gesamte Tiefe des ihr zugeordneten Strahls im Bündel. Beginnt die Lamelle mit der Herausbewegung aus dem Bündel, so ist ein Teil des Strahls okkludiert, während ein anderer Teil ungehindert strahlt. Letztendlich ist der gesamte Strahl hindernisfrei. Dieselbe nichtgleichmäßige Strahlenabschwächung tritt bei der Wiedereintrittsbewegung der Lamelle in das Strahlenbündel auf.
Diese stufenweise verlaufende Abschwächung kann minimiert werden, indem der Kompensator mit stärkeren Aktuatoren ausgerüstet wird, um die Lamellen schneller in das fächerförmige Bündel hinein- und hinauszubewegen. Die Verwendung und die Instandhaltung größerer Aktuatoren sind jedoch kostspielig. Alternativ dazu können dünnere, leichtgewichtige Lamellen eingesetzt werden, die deshalb schneller bewegt werden können. Dies bedeutet jedoch die Notwendigkeit von mehr Aktuatoren, die Schaffung von mehr Lamellenabständen und die Notwendigkeit der Einbettung in ein komplizierteres Steuersystem.
Die EP-A 0.371.303 offenbart ein Strahlengerät, bei dem die Strahlungsquelle ein auf den Patienten gerichtetes Strahlenbündel erzeugt. Das Bündel bildet benachbarte Strahlen, und das Gerät verfügt über strahlungsanziehende Lamellen in einem Kollimator. Somit entspricht dieses Schriftstück dem Oberbegriff von Anspruch 1.
Es ist ein Ziel der vorliegenden Erfindung, die Gefahr, dass ein unkontrollierter Strahl nichttumorbefallenes Gewebe bestrahlt, zu minimieren.
Die vorliegende Erfindung stellt demgemäß ein Strahlentherapiegerät bereit, das Folgendes umfasst:

eine Strahlungsquelle zur Erzeugung eines in einem Gantry-Winkel (θ) auf einen Patienten gerichteten Strahlenbündels, wobei das Bündel eine Vielzahl an benachbarten Strahlen umfasst;
eine Vielzahl von strahlungsabschwächenden Lamellen;
eine Trägerstruktur, die im Allgemeinen zwischen der Strahlungsquelle und dem Patienten angeordnet ist, um die Lamellen zwischen einem geschlossenen Zustand innerhalb des Strahlenbündels, in dem jede Lamelle somit einen Strahl des Bündels okkludiert, und zumindest einem offenen Zustand außerhalb des Strahlenbündels, um den ungehinderten Durchtritt des Strahls zuzulassen, zu führen;
ein Antriebsmittel, um auf jede Lamelle unabhängig eine Kraft auszuüben, damit jede Lamelle zwischen dem offenen und dem geschlossenen Zustand bewegt wird;
einen Kompensator, der mit dem Antriebsmittel kommuniziert, um das gewünschte Verhältnis zwischen dem Zeitraum, während dem jede Lamelle in geschlossenem Zustand ist, und dem Zeitraum, während dem jede Lamelle in offenem Zustand ist, zu steuern, um dadurch die mittlere Fluenz jedes Strahls des Bündels zu steuern;
einen Positionssensor zum Bestimmen, wann jede Lamelle in einem offenen Zustand und wann in einem geschlossenen Zustand ist, und zum Erstellen eines tatsächlichen Verhältnisses des Zeitraums, in dem die Lamelle in einem offenen Zustand ist, zum Zeitraum, in dem jede Lamelle in geschlossenem Zustand ist; und
einen Fehlerdetektor zum Erzeugen eines Fehlersignals, indem das tatsächliche Verhältnis mit dem gewünschten Verhältnis verglichen wird.

Das Antriebsmittel ist gegebenenfalls ein erster Satz an Aktuatoren, die über Verbindungselemente mit den einzelnen Lamellen verbunden sind, um die Lamellen durch die Bewegung der Anker zu bewegen.
Es ist wünschenswert, ein mechanisches Kompensatorsystem mit äußerst hoher Zuverlässigkeit bereitzustellen. Das vom Fehlerdetektor erzeugte Fehlersignal kann zur Anzeige einer Fehlfunktion eingesetzt werden.
In einer Ausführungsform führt die Trägerstruktur gegebenenfalls die Lamellen zwischen einem geschlossenen Zustand im Zentrum des Strahlenbündels, in dem die Lamelle somit einen Strahl des Bündels okkludiert, einem ersten offenen Zustand, in dem die Lamelle außerhalb des Strahlenbündels an einer ersten Seite des einen Strahl versetzt ist, und einem zweiten offenen Zustand, in dem die Lamelle außerhalb des Strahlenbündels an einer zweiten Seite des einen Strahls versetzt ist. In dieser Ausführungsform bewegt das Antriebsmittel jede Lamelle abwechselnd zwischen dem ersten offenen und dem geschlossenen Zustand und dem geschlossenen und dem zweiten offenen Zustand hin und her.
Der Kompensator ermöglicht die Abschwächung der einzelnen Strahlen eines fächerförmigen Hochenergiestrahlenbündels, um eine gleichmäßige Schwächung entlang der Dicke des Fächerbündels bereitzustellen. Vorausgesetzt, dass die Beschleunigung und die Geschwindigkeit der Lamelle in jeder Richtung identisch ist, kann die durch die Bewegung der Lamelle in eine Richtung verursachte ungleichmäßige Strahlung durch die durch die Bewegung der Lamelle in die zweite Richtung verursachte Strahlung aufgehoben werden.
In einer weiteren Ausführungsform umfasst die obige Vielzahl an Abschwächungslamellen im Abschwächungsmittel eine erste Vielzahl an Strahlungsabschwächungslamellen und eine zweite Vielzahl an Strahlungsabschwächungslamellen, und die Trägerstruktur umfasst eine erste Trägerstruktur zur Führung der ersten Vielzahl an Lamellen zwischen einem geschlossenen Zustand, in dem jede Lamelle jeden zweiten Strahl des Bündels okkludiert, und einem offenen Zustand außerhalb des Strahlen bündels und eine zweite Trägerstruktur zur Führung der zweiten Vielzahl an Lamellen zwischen einem geschlossenen Zustand, in dem jede Lamelle all jene Strahlen okkludiert, die nicht von der ersten Vielzahl an Lamellen okkludiert werden, wenn sich die letzteren in dem geschlossenen Zustand befinden, und einem offenen Zustand außerhalb des Strahlenbündels, in dem die erste Vielzahl an Lamellen im geschlossenen Zustand näher an der Strahlungsquelle positioniert sind als die zweite Vielzahl an Lamellen im geschlossenen Zustand.
Der Kompensator trägt zur Beseitigung der Gefahr von Strahlungsverlust zwischen den Lamellen des Kompensators bei, ohne dafür Hochtoleranz-Bearbeitung zu benötigen oder das Risiko einer gegenseitigen Beeinträchtigung zweier benachbarter Lamellen einzugehen. Die Verwendung von zwei Etagen erhöht den Abstand zwischen den Lamellen und verhindert so eine gegenseitige Beeinträchtigung, lässt jedoch gleichzeitig ein leichtes Überlappen der Lamellen der zwei Etagen zu und verhindert so den Durchtritt unbeabsichtigter Strahlung.
Ein Patienten-Austritts-Monitor kann in Bezug auf den Patienten gegenüber dem Patienten-Eintritts-Monitor und innerhalb des Fächerbündels zur Bestimmung der Patienten-Austrittsfluenz eines jeden Strahls des aus dem Patienten austretenden Bündels angeordnet sein. Ein Absorptionsberechner vergleicht gegebenenfalls die Patienten-Eintrittsfluenz mit der Patienten-Austrittsfluenz zur Erzeugung eines Absorptionswerts für jeden Strahl, wobei die Absorptionswerte zusammen ein Absorptionsprofil für das Fächerbündel bei einem bestimmten Gantry-Winkel ergibt.
Die Erfindung kann zur Bereitstellung eines Registers der an einer Tumorstelle verteilten Strahlendosis verwendet werden. Dieses Dosisregister kann vom Strahlentherapeuten zur Überprüfung der Strahlendosis im gesamten Volumen eingesetzt werden. Zudem mindert das Dosisregister die Gefahr, dass Unterbrechungen in der Therapiesitzung den Abbruch der Sitzung erforderlich machen. Die Sitzungen können dort, wo sie unterbrochen wurden, wieder aufgenommen werden. Weiters kann das Dosisregister zur Planung geeigneter Folgetherapiesitzungen herangezogen werden.
Ausführungsformen der Erfindung werden nun unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen, die Teil dieser sind, beschrieben. Derartige Ausführungsformen stellen jedoch nicht notwendigerweise den gesamten Schutzumfang der Erfindung dar, weshalb zur Auslegung des Schutzumfanges der Erfindung auf die hierin dargelegten Ansprüche verwiesen werden muss.
Kurzbeschreibung der Zeichnungen
1 ist eine perspektivische Ansicht der in der vorliegenden Erfindung eingesetzten Kompensatoranordnung, die die Lamellen des Kompensators und deren zugeordnete elektromagnetischen Aktuatoren zeigt;
2 ist ein Querschnitt der Kompensatoranordnung aus 1 entlang der Linie 2-2, die die trapezförmige Aufsicht einer jeden Kompensatorlamelle für ein fächerförmiges Strahlenbündel und die Leitschienen als Träger der Lamellen, wenn diese bewegt werden, zeigt;
3 ist eine ausgeschnittene perspektivische Ansicht eines Satzes von Leitschienen und einer Lamelle aus 2, die einen Kragen zum Stützen der Lamelle zeigt;
4 ist eine Draufsicht eines Abschnitts des Befestigungsgestells und eine Lamelle aus 1, die ein Auslöserloch, einen Auslöser und eine Leuchtdiode sowie ein Lichtdetektorpaar zeigt, wobei sich die Lamelle in vollständig geschlossenen Zustand befindet.
5 ist ein Blockdiagramm, das die Elemente eines Strahlentherapiegeräts, in dem ein herkömmlichen CT-Scanner und der Kompensator der vorliegenden Erfindung eingebaut sind, und das einen zur Steuerung des Kompensators gemäß der vorliegenden Erfindung geeigneten Computer umfasst, zeigt;
6(a) – 6(d) sind Dosisverteilungen einer hypothetischen Tumorregion, die die Dosisintensität durch Linien derselben Dosis zeigt, wobei 6(a) eine gewünschte Dosisverteilung und die 6(b), (c) und (d) die gestaffelte tatsächliche Dosisverteilung nach zwei, drei und zehn Wiederholungen gemäß der vorliegenden Erfindung darstellen;
7 ist eine Diagrammdarstellung eines einer Strahlentherapie unterzogenen Patienten, die den Streukern und das zur Beschreibung der vorlegenden Erfindung verwendete Koordinatensystem zeigt;
8 ist eine perspektivische Darstellung eines monodirektionalen Streukerns in Verbindung mit einem Strahlenbündel bei einem Gantry-Winkel;
9 ist eine perspektivische Darstellung eines zusammengesetzten multidirektionalen Streukerns in Verbindung mit einer Vielzahl an Strahlenbündeln bei mehreren Gantry-Winkeln;
10 ist ein Blockdiagramm, das den Fluenzprofilberechner darstellt, der eine gewünschte Dosis-Landkarte heranzieht und ein Fluenzprofil errechnet;
11 ist ein Blockdiagramm, das das gesamte Iterationsverfahren des Steuerns des Kompensators der vorliegenden Erfindung unter Einsatz des Fluenzprofil-Berechnungsverfahrens aus 10 darstellt;
12(a) – (c) sind perspektivische Ansichten graphischer Darstellungen, die die Fehler zwischen der gewünschten Dosisverteilung und der tatsächlichen Dosisverteilung zeigen, die mit der vorliegenden Erfindung beim ersten, zweiten bzw. vierten Iterationsschritt erhalten wurden;
13(a) – (c) sind schematische Ansichten, die die Beziehung zwischen einem Bestrahlungsfenster und anliegenden Tumorscheiben zeigt, während die Strahlungsquelle um Gantry von 0° zu 90° zu 180° rotiert;
14 ist eine schematische Ansicht, die die allgemeine Ausrichtung der Kontrollkammern im Verhältnis zum Kompensator und zum Patienten darstellt;
15 ist ein Blockdiagramm, das das Fluenzmodulationsverfahren der sich verändernden Lamellenverhältnisse zur Anpassung der Strahlenfluenzen darstellt;
16 ist eine perspektivische Ansicht einer zweiten Ausführungsform der in der vorliegenden Erfindung verwendeten Anordnung, die zwei Etagen der Kompensatorlamellen, deren zugeordnete Druckluftzylinder und deren zugeordnete Solenoidanordnungen zeigt;
17 ist ein Querschnitt der Kompensatoranordnung aus 16 entlang der Linie 17-17, die beide Etagen der Kompensatorlamellen, die trapezförmige Aufsicht jeder Kompensatorlamelle, die zugeordneten Solenoid-Stopperanordnungen und die Leitschienen, die die Kompensatorlamellen bei deren Bewegung tragen, zeigen;
18 ist eine ausgeschnittene perspektivische Ansicht eines Satzes von Leitschienen und einer Lamelle der ersten Etage und einer Lamelle der zweiten Etage aus 16;
19(a) – (c) sind Seitenansichten einer Lamelle, die die Beziehung zwischen einer Lamelle, dem Strahlenbündel und der Solenoidanordnung zeigen, wenn sich die Lamelle im ersten offenen (19(a)), im geschlossenen (19(b)) und im zweiten offenen (19(c)) Zustand befindet;
20 ist eine detaillierte Querschnittsansicht der in 17 gezeigten Solenoid-Stopperanordnung entlang der Linie 20-20;
21(a) – (g) sind Graphen, die den sich ändernden Fluenzgradienten durch das Bündel zeigt, wenn eine Lamelle von einem geschlossenen Zustand in 21(a) in einen ersten offenen Zustand in 21(c), wieder zurück in den geschlossenen Zu stand in 21(e), in einen zweiten offenen Zustand und erneut zurück in den geschlossenen Zustand in 21(g) übergeht.
Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
Mit Bezug auf 1 umfasst eine Strahlentherapieeinheit 10, die zur Verwendung in der vorliegenden Erfindung geeignet ist, eine Strahlungsquelle 12, die ein im Allgemeinen konisches Strahlungsbündel 14' erzeugt, das aus einem Brennpunkt 18 ausstrahlt und auf einen Patienten 17 (in 1 nicht dargestellt) gerichtet ist. Das konische Strahlenbündel 14' wird durch eine strahlungsundurchlässige Maske 16 gebündelt, die aus einem Satz rechteckiger Kollimatorblätter konstruiert ist, um ein im Allgemeinen planares fächerförmiges Strahlenbündel 14, gerichtet auf eine Fächerbündelebene 20, zu erzeugen.
I. Der Kompensator
Ein Kompensator 22 befindet sich im Zentrum des Fächerbündels 14 und etwa auf der Fächerbündelebene 20, bevor der Patient 17 die Strahlung aufnimmt, und umfasst eine Vielzahl von benachbarten trapezförmigen Lamellen 30, die gemeinsam einen Bogen mit einem konstanten Radius um den Brennpunkt 18 herum bilden. Die Lamellen 30 sind in Hüllen 24 gehalten. Die Hüllen 24 sind aus strahlungsdurchlässigen Materialien hergestellt und an Ihrem inneren Ende 23 an einer Montageplatte 26 angebracht, die relativ zum Brennpunkt 18 befestigt ist. Die Montageplatte 26 ist aus einem stabilen, strahlenundurchlässigen Material hergestellt und ist knapp außerhalb des Fächerbündels 14 angeordnet, um ein störendes Eingreifen in den Fächerstrahl 14 zu verhindern.
Vorzugsweise liegen die Lamellen 30 des Kompensators 22 dem gesamten Fächerbündel 14 gegenüber, um das Fächerbündel 14 in einen Satz aus benachbarten plattenähnlichen Strahlen 28 an versetzten Winkeln 1 zu teilen. Mit Bezug auch auf 2 ist jede Hülle 24 an ihrem äußeren Ende 27 offen, um durch Gleiten eine trapezförmige Lamelle 30 von ähnlicher Größe aufzunehmen, die aus einem dichten, strahlungsundurchlässigen Material, wie beispielsweise Blei, Wolfram, Cer, Tantal oder einer verwandten Legierung, hergestellt ist.
Jede Lamelle 30 kann zur Gänze in die entsprechende Hülle 24 gleiten, um den dieser Hülle zugeordneten Strahl 28 zu blockieren. Blockiert die Lamelle 30 den entsprechenden Strahl 28, so wird sie als "im geschlossenen Zustand" befindlich bezeichnet. Die Hüllen 24 sind von ausreichender Länge, um es jeder Lamelle 30 zu ermöglichen, aus dem Weg des Fächerbündels 14 herauszugleiten, sodass der ihr entsprechende Strahl 28 völlig ungehindert passieren kann, und dennoch von der Hülle 24 geführt zu werden. In dieser nichtblockierenden Stellung wird die Lamelle als im "offenen Zustand" befindlich bezeichnet.
Jede Lamelle 30 bewegt sich mithilfe eines entsprechenden Relais-ähnlichen elektromagnetischen Primäraktuators 32, der durch ein Gleitelement 34 mit der Lamelle 30 verbunden ist, rasch zwischen dem offenen und dem geschlossenen Zustand hin und her. Die Aktuatoren 32 verfügen über innere Anker (nicht dargestellt), die im Inneren von Solenoid-Elektromagneten aufgenommen werden. Der Anker kann durch Verändern der elektrischen Anregungen ihrer zugeordneten Elektromagneten mit hoher Geschwindigkeit bewegt werden. Die elektrischen Anregungen werden mithilfe einer Kompensatorsteuerung (in den 1 und 2 nicht dargestellt), die in Folge beschrieben wird, bereitgestellt. Die Aktuatoren 32 sind zur Anlegung starker Kräfte an die Lamellen 30 fähig, um diese rasch und unabhängig voneinander zwischen offenem und geschlossenem Zustand hin- und herzubewegen.
Jede Lamelle 30 ist außerdem mit einem Ersatzaktuator 35 ausgestattet, der hinter ihrem Primäraktuator 32 an der Außenkante der Lamelle 30 angeordnet ist. Der Sekundäraktuator 35 kommt dann zum Einsatz, wenn der Primäraktuator 32 ausfällt, wie nachstehend ausführlicher beschrieben wird.
Mit Bezug auf die 2 und 3 werden die Lamellen 30 von Leitschienen 36, die in entlang der Kanten der Lamellen 30 geschnittene Kerben 38 eingepasst sind, getragen und innerhalb der Hüllen 24 geführt. Die Kerben 38 ermöglichen den Leitschie nen 36 während der Bewegung zwischen offenem und geschlossenem Zustand ein gleitendes Halten der Lamellen 30 in den Hüllen 24.
Im geschlossenen Zustand wird das innere Ende 40 einer jeden Lamelle 30 von einem an der Montageplatte befestigten steifen Kragen 42 eingefangen, der die Lamelle 30 präziser mit der Montageplatte 26 und somit mit dem Fächerbündel 14 ausrichtet, als dies durch die Leitschienen 36 möglich wäre. Während die Leitschienen 36, die Idealerweise strahlungsdurchlässig sind, relativ unsolide sind, muss im Gegensatz dazu der außerhalb des Fächerbündels 14 auf der Montageplatte 26 angeordnete Kragen 42 nicht strahlungsdurchlässig sein und weist deshalb eine solidere Konstruktion auf. Ein Kragen (nicht dargestellt), ähnlich dem Kragen 42, trägt jede Lamelle 30, wenn sich diese im vollständig offenen Zustand befindet. Da die Lamellen die meiste Zeit entweder im vollständig offenen oder geschlossenen Zustand befinden, werden sie zumeist fest durch einen Stützkragen 42 fixiert.
Von Bedeutung ist hier die Zuverlässigkeit des Umschaltens der Lamellen 30, da eine einzige nichtfunktionierende Lamelle 30 die Behandlung verhindern würde. Die Anzahl an Umschaltzyklen S (Öffnen und Schließen) pro Jahr ist durch die folgende Gleichung gegeben:
worin 250 die typische Anzahl an Behandlungstagen pro Jahr in Nordamerika ist und P die Anzahl an pro Tag behandelten Patienten ist. S wird sich somit auf eine Größenordnung von Millionen von Zyklen pro Jahr belaufen.
Ist die Wahrscheinlichkeit des Versagens einer einzigen Lamelle 30 in einem Jahr P₁, so ergibt sich die Wahrscheinlichkeit des Versagens einer beliebigen Lamelle im System P aus: P = 1 - (1-P1)n, worin n die Anzahl der Lamellen 30 ist. Da die Lamellen 30 leicht sind, wird das Gleitelement 34 nur gering belastet, wodurch sich eine geringe Wahrscheinlichkeit P_slide des Versagens dessen ergibt.
Mit Bezug auf die 3 und 4 ist ein lichtundurchlässiges Auslöserelement 19 einstückig an der inneren Kante 40 einer jeden Lamelle 30 angebracht, wobei sich das Auslöserelement 19 seitwärts nach außen, parallel zur Bewegungsachse 25 einer jeden Lamelle 30, erstreckt. Befindet sich die Lamelle 30 im geschlossenen Zustand (vgl. 4), so durchtritt das Auslöserelement 19 ein Auslöserloch 31 in der Rückwand 29 der Montageplatte 26.
Eine Vielzahl an Leuchtdioden 21 und Lichtdetektoren-Paare 15 sind an der äußeren Oberfläche der Rückwand 29 angeordnet, wobei die Elemente eines jeden Paars einander an gegenüberliegenden Seiten eines zugeordneten Auslöserlochs 31 gegenüberliegen. Befindet sich eine Lamelle 30 im geschlossenen Zustand, so erstreckt sich ihr zugeordnetes Auslöserelement 19 durch das Auslöserloch 31 und blockiert den Lichtweg 33 zwischen der Leuchtdiode 21 und dem Lichtdetektor 15. Mit Bezug auf 3 erstreckt sich das Auslöserelement 19 nicht durch das Auslöserloch 31, wenn sich die Lamelle 30 nicht im geschlossenen Zustand befindet, und somit erreicht das Licht von der Leuchtdiode 21 den Lichtdetektor 15. Die Wahrscheinlichkeit des Versagens des Lichtdetektors ist P_verify.
Eine axial komprimierbare Feder 39 ist zwischen der Außenkante 41 einer jeden Lamelle 30 und der Stirnwand (nicht dargestellt) der Montageplatte 26 zur Bewegung der Lamelle 30 hin zur geschlossenen Stellung in Abwesenheit der Antriebskraft ihres Aktuators 32 angeordnet. Ein System, das einen Lichtdetektor 15, Primär- und Ersatzaktuatoren 32 und 35 einsetzt, die regelmäßig gewartet werden, hätte aufgrund des Versagens einer Lamelle 30 eine Ausfallsdauer, für die die folgende Wahrscheinlichkeitsgleichung gilt:
worin P_actuator die Wahrscheinlichkeit des Versagens des Aktuators oder der Steuerelektronik in einem Jahr ist und N_maint die Anzahl der im Jahr durchgeführten Wartungen (z.B. könnte dies jeden Tag sein) ist. Der Exponent 2 berücksichtigt das Versagen beider Aktuatoren im Wartungszeitraum. Im Grunde sagt diese Gleichung aus, dass eine Lamelle 30 dann ausfällt, wenn der Gleiter 34 versagt, das Überprüfungssystem ausfällt oder beide Aktuatoren 32 und 35 versagen, bevor das System gewartet wird.
Mit Bezug auf die 5 und 14 ist eine Patienten-Eintritts-Multisegment-Ionenkammer 47 zwischen dem Kompensator 22 und dem Patienten 17 angeordnet. Jeder Strahl 28 des fächerförmigen Strahlenbündels 14 liegt einem einzelnen Kontrollsegment 49 gegenüber, wenn dieses durch die Ionenkammer 47 tritt. Eine Patienten-Austritts-Multisegment-Ionenkammer 53 ist direkt gegenüber der Strahlungsquelle 12 auf dem Gantry 44 angeordnet, um den Fächerstrahl 14 abzufangen, wenn dieser aus dem Patienten 17 austritt. Die einzelnen Kontrollsegmente 54 der zweiten Ionenkammer 53 liegen jeweils, wie die Kontrollsegmente 49 der ersten Ionenkammer 47, den einzelnen Strahlen 28 des Fächerbündels 14 gegenüber. Die Ionenkammern 49 und 53 erzeugen Signale, die die Fluenz der Strahlen 28 angeben (wie Fachleuten auf dem Gebiet der Erfindung bekannt ist) und werden vom Computer 51 zur Bestimmung der Strahlungsdosis auf die nachstehend beschriebene Weise herangezogen.
II. Strahlentherapie-Hardware
Mit Bezug auf 5 ist die Strahlungsquelle 12 auf einem Gantry 44 angebracht, wobei sich Letztere innerhalb der Fächerbündelebene 20 um einen Rotationspunkt 45 im Patienten 17 herum dreht, sodass der Fächerstrahl 14 eine Scheibe des Patienten 17 von einer Vielzahl von Gantry-Winkeln θ aus bestrahlen kann. Die Strahlungsquelle 12 wird von einem Strahlungssteuermodul 48 gesteuert, welches das Strahlenbündel 14, gesteuert durch einen Computer 51, ein- und ausschaltet.
Eine Kompensatorsteuerung 52, gesteuert durch einen Zeitschalter, der die gewünschten Positionssignale erzeugt, stellt die elektrische Anregung für jeden Elektromagneten zur getrennten Steuerung der Aktuatoren 32 bereit, um jede Lamelle 30 in die ihr entsprechende Hülle 24 und Strahl 28 hinein- und hinauszubewegen (vgl. auch 1). Die Kompensatorsteuerung 52 bewegt die Lamellen 30 des Kompensators 22 rasch zwischen ihrem offenen und geschlossenen Zustand hin und her, um entweder die einzelnen Strahlen 28 vollständig abzuschwächen oder gar keine Abschwächung dieser bereitzustellen. Abstufungen der Fluenz eines jeden Strahls, die für jedes Fluenzprofil benötigt werden, werden durch Anpassen der relativen Dauer, während der jede Lamelle 30 in der geschlossenen Stellung ist, im Vergleich zur relativen Dauer, während der jede Lamelle 30 in der offenen Stellung ist, für jeden Gantry-Winkel erhalten.
Das Verhältnis zwischen offenem und geschlossenem Zustand oder der "Arbeitszyklus" einer jeden Lamelle 30 beeinflusst die Gesamtenergie, die eine bestimmte Lamelle 30 bei jedem Gantry-Winkel durchtreten lässt, und steuert somit die mittlere Fluenz eines jeden Strahls 28. Die Fähigkeit der Steuerung der mittleren Fluenz bei jedem Gantry-Winkel ermöglicht eine präzise Regulierung der durch das Strahlenbündel 14 an das bestrahlte Volumen des Patienten 17 verabreichten Dosis durch nachstehend beschriebene Therapieplanungsverfahren. Die Kompensatorsteuerung 52 ist ebenfalls mit dem Computer 51 verbunden, um ein Beschreiben der Programmsteuerung des Kompensators 22 zu ermöglichen.
Ein tomographisches Bildgebungssystem 11, das eine Röntgenstrahlenquelle 46 und eine gegenüberliegende Detektoranordnung 50 verwendet, ist gegebenenfalls wünschenswerterweise auf demselben Gantry 44 wie die Strahlungsquelle 12 angebracht, um eine tomographische oder scheibenweise Abbildung der bestrahlten Scheibe des Patienten 17 vor der Strahlentherapie zum Zwecke der Planung zu erzeugen. Alternativ dazu kann die tomographische Abbildung auch mit einem getrennten Gerät durchgeführt und die Scheiben den Bezugspunkten am Patienten 17 entsprechend ausgerichtet werden.
Ein Gantry-Steuermodul 9 stellt die zur Drehung des Gantry 44 und somit zur Veränderung der Position der Strahlungsquelle 12 und des Winkels θ des Fächerstrahls 14 für die Strahlentherapie genauso wie für die Tomographie-Röntgenstrahlenquelle 46 und die ebenfalls an den Gantry 44 befestigten Detektoranordnung 50 notwendigen Signale bereit. Das Gantry-Steuermodul 9 ist mit dem Computer 51 verbunden, sodass der Gantry computergesteuert gedreht werden kann, um dem Computer 51 ein Signal bereitzustellen, das den Gantry-Winkel θ angibt, um diese Steuerung zu unterstützen.
Steuermodule für das tomographische Abbildungssystem 11 umfassen: ein Röntgenstrahlen-Steuermodul 56 zum Ein- und Ausschalten der Röntgenstrahlenquelle 46, Datenerfassungssystem 58 zur Aufnahme von Daten von der Detektoranordnung 50, um eine tomographische Abbildung zu erstellen.
Ein Bildrekonstruktionsgerät 60 erhält die Daten vom Datenerfassungssystem 58, um die "Rekonstruktion" eines tomographischen Behandlungsbilds aus diesen Daten unter Einsatz auf dem Gebiet der Erfindung wohlbekannter Verfahren zu unterstützen. Das Bildrekonstruktionsgerät 60 kommuniziert weiters mit dem Computer 51, um die Hochgeschwindigkeitsberechnungen, die in der Erfindung so wie nachstehend beschrieben eingesetzt werden, zu unterstützen. Das tomographische Behandlungsbild ermöglicht die Überprüfung der Patientenkonstitution kurz vor der Strahlentherapiebehandlung. Ein Bildrekonstruktionsgerät 60, typischerweise umfassend einen Hochgeschwindigkeits-Vektorprozessor oder dergleichen, kann die tatsächlichen Fluenzsignale 57 und die Hindernissignale 59 heranziehen, um ein tomographisches Absorptionsbild zur Verwendung bei der Überprüfung und bei der Planung zukünftiger Therapiebehandlungen zu erzeugen, wie nachstehend detaillierter beschrieben wird.
Ein Terminal 62, umfassend eine Tastatur und eine Bildschirmeinheit 63, ermöglicht einem Benutzer, den Computer 51 mit Programmen und Daten zu füttern und die Strahlentherapie sowie die tomographischen Abbildungsvorrichtungen 10 und 11 zu steuern und die vom Bildrekonstruktionsgerät 60 erzeugten tomographischen Bilder am Bildschirm 63 anzuzeigen.
Ein Massenspeichersystem 64, das entweder eine Magnetplatteneinheit oder ein Bandlaufwerk ist, ermöglicht das Speichern der vom tomographischen Abbildungssystem 11 und den Multisegment-Ionenkammern 47 und 53 gesammelten Daten zur späteren Verwendung. Computerprogramme zum Betreiben des Strahlentherapiesystems 10 sind im Allgemeinen im Massenspeichersystem 64 gespeichert und werden auf den internen Speicher des Computers 51 zur schnellen Verarbeitung während der Verwendung des Systems 10 geladen.
Während des Betriebs der Strahlentherapieeinheit 10 erhält die Kompensatorsteuerung 52 vom Computer 51 ein Fluenzprofil für jeden Gantry-Winkel. Das Fluenzprofil beschreibt die Intensität oder Fluenz eines jeden Strahls 28 des Strahlenbündels 14, die für diesen Gantry-Winkel θ an einer bestimmten Position des Patientenauflagetischs (nicht dargestellt), wie sie durch das Strahlenbündel 14 übertragen wird, gewünscht ist. Die Sammlung der Fluenzprofile für einen Rotationsbereich der Gantry-Winkel wird als "Behandlungssinogramm" bezeichnet.
III. Therapieplanungssoftware
Die Erzeugung eines Behandlungssinogramms, das zur Nutzung aller Vorteile des oben beschriebenen Kompensators vonnöten ist, wird mithilfe von speziell entwickelter Software, die auf dem Computer 51 und dem Rekonstruktionsgerät 60 läuft, ausgeführt. Obwohl die Planung der Behandlung mittels Software durchgeführt wird, ist ersichtlich, dass die Planung auch mittels eines diskreten elektronischen Schaltsystems, das für diesen Zweck vorgesehen ist, durchgeführt werden kann und dass ein solches zweckbestimmtes Schaltsystem auch dazu verwendet werden kann, dieses Verfahren mit noch höherer Geschwindigkeit durchzuführen.
Mit Bezug auf 6(a) beginnt die Erzeugung des gewünschten Behandlungssinogramms zur Steuerung des Kompensators 22 mit der Definierung einer gewünschten Dosis-Landkarte 66. In einer typischen gewünschten Dosis-Landkarte wird einer Region des tumorbefallenen Gewebes 68 innerhalb von Dosisgrenzwerten eine relativ hohe Dosis und einer Region des gesunden Gewebes 70 außerhalb der anderen Region eine zweite, niedrigere Strahlendosis zugeteilt. Das gesunde Gewebe 70 umfasst gegebenenfalls eine Region 72, die ein strahlenempfindliches Organ oder dergleichen umfasst, der gegebenenfalls eine noch geringere Strahlendosis zugeteilt wird.
Die gewünschte Dosis-Landkarte 66 wird im Speicher des Computers 51 als eine Anordnung von Elementen gespeichert, wobei jedes Element einen Digitalwert hat, und wird am einfachsten durch Anzeigen der tomographischen Ansicht der Scheibe des Patienten 17 am Bildschirm 63 des Terminals 62 und händisches Anzeichnen der Konturen der tumorbefallenen Region 68 mithilfe eines Trackballs oder einer ähnlichen Eingabevorrichtung eingegeben, wie Fachleuten auf diesem Gebiet bekannt ist. Standardcomputerprogamme für Bildfülloperationen können zur Übertragung der jeder eingegrenzten Region zugeteilten Dosiswerte zum passenden Element in der Anordnung des Speichers, der die gewünschte Dosis-Landkarte 65 darstellt, verwendet werden.
Jedes Element der Dosis-Landkarte 66 definiert somit die an jedem der Vielzahl an Volumenelementen 74 ("Voxel") innerhalb einer Scheibe des Patienten 17 gewünschte Dosis. Mit Bezug auf 7 kann jedes Voxel 74 des Patienten 17 durch einen Vektor
identifiziert werden, der von einem bestimmten Referenzpunkt 76 ausgehend definiert ist. Die Dosis an jedem Voxel 74 ist D(
).
A. Umwandlung der Dosis in Terma
1. Terma
Im Allgemeinen hängt die Dosis an jedem Voxel
von der an diesem Voxel
aus der Streustrahlung von den benachbarten Voxels erhaltenen Energie ab (wobei benachbarte Voxel
das Voxel
, d.h. die direkt von der Strahlungsquelle 12 erhaltene Strahlung, einschließen). Die Dosis D(
) für ein bestimmtes Voxel
ist durch folgende Formel gegeben:
worin
ein Wert ist, der die Größe der primären insgesamt von
abgegebenen Energie pro Masseneinheit dieses Voxels
angibt und als "Terma" ("total emitted radiation per mass unit"), als die insgesamt abgegebene Energie pro Masseneinheit, bezeichnet wird.
Für eine monoenergetische externe Strahlungsquelle wird die Terma-Rate
wie folgt beschrieben:
worin
ein effektiver Massenschwächungswert am Voxel
ist, E die Energie der Strahlungsphotonen in Joule ist, und
die Verteilung der Fluenzrate (Flussdichte) ist. Die Integration der Energie mal der Fluenzrate über die Zeit ist die Energiefluenz ψ(
), worin:
und somit
ist.
Die Gleichung (4) bezieht sich im Grunde darauf, wieviel an Energie des Strahls 47 mit dem Voxel
wechselwirkt.
2. Faltungskern
ist ein Faltungskern, der den nichtstochastische Energietransport oder die nichtstochastische Energiestreuung in einem gleichförmigen Medium beschreibt.
beschreibt somit, wie sich die Energie von jedem Voxel
ausbreitet, um zur Dosis am Voxel
beizutragen.
Der Kern
kann unter Verwendung eines Monte-Carlo-Verfahrens erzeugt werden, wie Fachleuten auf dem Gebiet der Erfindung bekannt ist. Wie bereits erwähnt ist dies eine dreidimensionale Funktion, die den Anteil an am Voxel
absorbierter Energie pro Einheit an am Voxel
freigesetzter Energie anzeigt. Die von der Terma eines jedes Voxels
freigesetzte Energie besitzt ihre Quelle in einem Richtstrahl 47 einer externen Strahlenquelle 12, und somit ist
im Allgemeinen anisotrop, wie in 8 angedeutet, und breitet sich nach außen hin vom Eintritt des Strahl 28 weg aus. Die Energieerhaltung erfordert, dass:
ist. Das bedeutet, dass, wenn die von der primären Wechselwirkung übertragene Energie vollständig am Punkt der Wechselwirkung abgelagert würde, der Kern als eine Deltafunktion approximiert werden könnte.
Noch immer mit Bezug auf 8 steht die Anisotropie von
in Bezug zum Gantry-Winkel θ und somit zum Einfallswinkel des Strahls 28 bei
Sind die Gantry-Winkel θ, bei denen der Patient 17 bestrahlt wird, im Voraus festgelegt, so kann ein multidirektionaler Faltungskern
gezeigt in 9, ausgehend von der gewichteten Überlagerung der Kerne
geschaffen werden.
Mit Bezug auf 9 reduziert sich, angenommen, die Strahlungsausbreitung ist in etwa dieselbe in allen Strahlenrichtungen und die Strahlen 28 von jedem Gantry-Winkel θ tragen in gleichem Maße zur Terma am Voxel
bei, der multidirektionale Faltungskern auf eine wie folgt "isotrope" Form:
worin n die Anzahl der diskreten Gantry-Winkel ist, von denen die Strahlen 28 ausgesandt werden.
Bei multiplen Strahlen 28 bei verschiedenen Gantry-Winkeln ist die Gesamtdosis an einem bestimmten Voxel
die Summe der Dosen eines jeden teilnehmenden Strahls, somit ist:
worin
ist, wobei letzterer Term der von der Terma für den i-ten Gantry-Winkel beigetragene Anteil ist.
Bei dieser Vereinfachung wird angenommen, dass der Beitrag zum Terma eines jeden Strahls 28 gleichwertig ist, und sie zieht einen Vorteil aus der Verteilungseigenschaft der Faltung. Fehler in dieser Annahme werden durch Filtern, was in Folge erörtert wird, reduziert.
Die Gleichung (7) vereinfacht die Berechnung der Dosis der Terma wesentlich, benötigt jedoch trotzdem eine Faltung für jedes Voxel
mal der Gesamtanzahl der Voxel
um die Dosis für das gesamte Patientenvolumen zu berechnen. Deshalb kann vorzugsweise die Berechnungseffizienz der schnellen Fouriertransformation eingesetzt und die Gleichung (7) wie folgt umgewandelt werden:
worin F und F^-1 für die Fouriertransformierten bzw. die inversen Fouriertransformierten stehen. Diese Vereinfachung der Gleichung (8) erfordert, dass der Kern
räumlich invariant ist und auf dem Faltungstheorem basiert, das besagt, dass die Faltung zweier räumlich invarianter Größen in einem Raumbereich gleichwertig der Multiplikation im Frequenzbereich ist.
Die Annahme der räumlichen Invarianz von
ist nur in einer Annäherung erster Ordnung korrekt. Typischerweise ist der Kern
für eine externe Strahlungsquelle 12 eine komplexe Funktion aus: (1) Strahlhärtung eines polyenergetischen Röntgenstrahls (d.h. der Effekt des Filterns des Patienten 17, der in der Steigerung des Anteils an Hochfrequenz- oder Hochenergiestrahlungskomponenten resultiert), (2) Anzahl der Strahlen 28, die jedes Voxel durchtreten, und (3) exponentieller Abschwächung durch die Masse des Patienten.
In einer bevorzugten Ausführungsform wird der erste Faktor, die Strahlhärtung, vernachlässigt, da er einen kleineren Effekt als das Abschwächungsproblem darstellt. Somit kann angenommen werden, dass das Photonenenergiespektrum im Patienten 17 dasselbe wie jenes der externen Strahlungsquelle 12 ist. Diese Vereinfachung ist jedoch nicht notwendig, und es ist klar ersichtlich, dass die Strahlhärtung präzise berücksichtigt werden kann, indem ein Photonenenergiespektrum durch eine endliche Anzahl von getrennt gefalteten Energieintervallen dargestellt wird.
Der zweite Faktor, der Unterschied in der Anzahl und der Ausrichtung der Strahlen 28, die jedes Voxel durchtreten, der sich durch die Geometrie einer endlichen Anzahl an Gantry-Winkeln und der Fächerausrichtung des Strahlenbündels 14 ergibt, beeinflusst die räumliche Invarianz. Probleme, die sich aus der Fächerausrichtung des Strahlenbündels (im Gegensatz zu einer parallelen Strahlengeometrie) ergeben, werden größtenteils gelöst, wenn eine ganze Umdrehung des Gantry 44 vorliegt. Fehler, die aus der Tatsache resultieren, dass die Bestrahlung nur an einer endlichen Anzahl an Gantry-Winkeln durchgeführt wird, wurden als akzeptabel eingestuft.
Der dritte Faktor, der sich auf die Annahme der räumlichen Invarianz auswirkt, ist die Abschwächung des Mediums. Diese beeinflusst den Anteil des Beitrags der Gesamt-Terma der Strahlenbündel bei jedem Gantry-Winkel. Dementsprechend wird in jenen Schritten der Behandlungsplanung, wie später ausgeführt wird, in denen eine präzise Berechnung der Dosis entscheidend ist, die Dosisverteilung für jedes Strahlenbündel auf der Grundlage der Abschwächung übereinanderliegender Voxel einzeln berechnet, wobei die Abschwächung von den Parametern des tomographischen Bildes abgeleitet wird. In diesem Fall kann die Vereinfachung der Gleichung (8) gegebenenfalls nicht angewendet werden, und wiederholte Faltungen müssen vorgenommen werden. In bestimmten Schritten des Planungsvorgangs reicht jedoch, wie angemerkt wird, eine Schätzung aus, und in diesen Fällen wird
als räumlich invariant angenommen und die Dosis der Gleichung (8) gemäß berechnet.
Die Ermittlung der Terma-Werte aus einer gewünschten Dosis-Landkarte 75 ist dann schlichtweg das folgende Verfahren der Umkehrung der Gleichung (8):
Diese Umkehrung erfordert, dass keine signifikanten "Nullen" (typischerweise bei hohen Frequenzen) im Nennerterm
vorliegen oder, noch einfacher, dass der Kern
räumlich kompakt ist (d.h. die Fouriertransformierte eines räumlich kompakten Kerns hat einen signifikanten hohen Frequenzgehalt). Die Erfinder haben ermittelt, dass die für die Patienten 59 vorgegebenen Kerne ausreichend kompakt sind, um diese Fourier-Entfaltung zuzulassen.
Mit Bezug auf 10 ist diese Entfaltung zum Erhalt einer Terma-Landkarte 82, die die Terma für jedes Voxel
bereitstellt, ausgehend von der Dosis-Landkarte 66 durch das Verfahrenskästchen 80 dargestellt.
B. Umwandlung der Terma in Voxel-Energiefluenz
Ist die Terma-Landkarte 82 bekannt, so kann die Energiefluenz ψ
die ein Maß für die Strahlenbündelintensität ist, an jedem entsprechenden Voxel aus dem bekannten m/r durch die Gleichung (4) wie folgt ermittelt werden:
Der Wert von
kann geschätzt und als Konstante betrachtet werden, oder das tatsächliche m/r kann aus den Daten des tomographischen Scans, die mithilfe des tomographischen Bildgebungssystems 60 (dargestellt in 5) gesammelt wurden, abgeleitet werden. Auf diese Weise und so wie im Verfahrenskästchen 84 in 10 gezeigt ist, kann eine Fluenz-Landkarte 86, die die Fluenz an jedem Punkt der Terma-Landkarte bereitstellt, ermittelt werden.
C. Umwandlung der Voxel-Energiefluenz in ein Energiefluenzprofil
Die Energiefluenz ψ
an jedem Voxel
steht zur Energie des Strahls 28, der aus dem Kompensator 22 austritt, durch folgende Gleichung in Beziehung:
worin ψ(ϕ, θ) die Energiefluenz für einen bestimmten Strahl 28 ist, wie sie beim Austritt aus dem Kompensator 22 als δ(ρ –
) beschrieben ist, die der Definition des Fluenzprofils des Kompensators dient, und θ und ϕ sind der Gantry-Winkel bzw. der versetzte Winkel des Strahls 28, so wie zuvor beschrieben.
Der Exponentialterm steht für die Abschwächung des Strahls 18 vom Austritt aus dem Kompensator 22 zum Voxel
von der Masse des Patienten 17 verursacht wird, wobei
die Abschwächung für jedes Voxel
entlang dem Strahl 28 ist,
die Dichte eines jeden Voxels
ist, SSD(ϕ, θ) die Distanz zwischen dem Austritt aus dem Kompensator 22 und der Oberfläche des Patienten 17 ist,
ein Einheitsvektor entlang
ist (worin als Ursprung nun der Rotationspunkt des Gantry 44 angenommen wird) und p die vertikale Distanz vom Rotationspunkt 45 des Gantry und des Strahls 28 ist. Der Vektor ist einfach nur ein Vektor entlang dem Strahl 28, um eine Integrationsvariable bereitzustellen.
Die Fluenz an jedem Voxel
ist durch die Gleichung 11 in Beziehung zur Fluenz des vom Kompensator 22 emittierten Strahlungsbündels 14 gestellt. In einer bevorzugten Ausführungsform werden die Dichte und die Abschwächung
und
an jedem Voxel
als konstant angenommen, und das Fächerbündel der Strahlung wird durch ein paralleles Bündel approximiert, somit ist
Entlehnt aus der Mathematik der tomographischen Bildrekonstruktion kann die Fluenz-Landkarte 86 mithilfe eines Projektor 85 "revers" rückprojiziert (d.h. projiziert) werden, um ein von der externen Quelle erzeugtes Fluenzprofil zu bestimmen, das zur Schaffung der gewünschten Fluenz-Landkarte und somit zur Bestimmung der Dosis notwendig ist.
Diese Projektion ist einfach die Umkehrung einer typischen Rückprojektion, die zur Erzeugung eines Bildes einer tomographischen Scheibe eines Patienten 17 aus einer Reihe von Projektionen, die in einem tomographischen Abbildungssystem gemacht wurden, eingesetzt wird. Da eine Projektion ein Linienintegral über eine Verteilung ist, wird die Energiefluenzverteilung für jedes Voxel (Gleichung 11) zuerst in Bezug auf die Strahlenlinie
differenziert:
Das Linienintegral von
entlang
das um die Abschwächung und den reziprok-quadratischen Abfall korrigiert ist, stellt dann den Projektionsvorgang dar, und das Fluenzprofil ψ₀(ϕ, θ) über den Versatzwinkel ϕ eines jeden Gantry-Winkels ist:
Die Projektion der Gleichung (13) ist durch den Projektor 85 in 10 dargestellt.
Der Projektionsvorgang zum Zweck der Berechnung von Fluenzprofilen für den Kompensator 22 unterscheidet sich grundlegend von der einfachen Inversion der tomographischen Rückprojektion. Der Unterschied betrifft in erster Linie die Schärfe des Übergangs der Dosis zwischen bestrahltem tumorbefallenem Gewebe 68 und gesundem Gewebe 70. Die Schärfe in dieser Übergangsregion reduziert die Bestrahlung von gesundem Gewebe 70 und ist somit gegenüber einer tatsächlichen Übereinstimmung der Dosis mit der gewünschten Dosis-Landkarte 66 vorzuziehen.
Aus diesem Grund wird die Fluenz-Landkarte 86 des Fluenzberechners 84 vorgefiltert, wie im Verfahrenskästchen 88 zu sehen ist, um eine gefilterte Fluenz-Landkarte ψ(ϕ, θ) wie folgt zu erhalten:
worin ψ(ϕ, θ) die Fluenz-Landkarte 86 ist und |ω| ein Rampenfilter im Frequenzabstand ist und das tiefgestellte '+' die positive Komponente des Filterergebnisses bezeichnet. Dieses Vorfilter 88 dient der Steigerung des Hochfrequenzgehalts der Fluenz-Landkarte 86 und somit als Hilfe beim schnellen Übergang der Dosis an der Tumor/Nicht-Tumor-Schnittstelle.
Es wird festgehalten, dass dieses Vorfilter 88 dem in der "gefilterten" Rückprojektion des tomographischen Abbildungsvorgangs eingesetzten Filter ähnelt. Das bedeutet, dass das Filter, wie die tomographische Abbildung, die niederfrequenten Komponenten der Projektion beim Erzeugen von Bilddaten entzerrt. Zusätzlich können andere Vorfilter zur Korrektur eingesetzt werden, wenn der radial symmetrische Kern (Gleichung 6) bei der Berechnung der Dosis-Landkarte aus der Terma-Landkarte, die aus dem Fluenzprofil aufgebaut ist, verwendet wird.
In der Praxis müssen die Berechnung einer Terma-Landkarte, die Erzeugung einer Fluenz-Landkarte und das Errechnen des Fluenzprofils nicht notwendigerweise als diskrete Schritte ausgeführt werden, sondern können gegebenenfalls durch eine direkte Projektion der Dosis-Landkarte mit angemessener Filterung erhalten werden. Gefiltert wird unter Einsatz eines "schnellen Umkehrfilters", das im Projektionsraum den Vorgang des Entfaltens und der Rampenfilterung kombiniert.
Dies kann symbolisch durch folgende Gleichung ausgedrückt werden:
worin sich ρ auf den Projektionsvorgang bezieht und I(t) das schnelle Umkehrfilter ist. Die Operationszeichen
beziehen sich auf eine Operation, die normalerweise im Fourierraum unter Verwendung einer schnellen Fouriertransformation durchgeführt werden würde.
Noch immer mit Bezug auf 10 ergeben die Fluenzprofilberechnung des Kastens 78, einschließlich des Entfalters 80, des Fluenzberechners 84, des Vorfilters 88, das jedwedes Projektionsraumfilter (wie beispielsweise ein Rampenfilter, ein schnelles Umkehrfilter, gefolgt von einer Abschneidung der Nullen) umfasst, und des Projektors 85, somit Fluenzprofile, die zusammen ein geschätztes Behandlungssinogramm 87' aus der gewünschten Dosis-Landkarte 66 ergeben. Der Fluenzprofilberechner 78 kann in dieser Stufe bei der Schätzung der Fluenzprofile die Fourier-Entfaltung der Gleichung (9) verwenden, wobei bei diesem Vorgang kleinere Ungenauigkeiten akzeptiert werden, die, wie nachstehend beschrieben, in einer späteren Stufe korrigiert werden.
D. Iteration
Mit Bezug auf 11 wandelt der Fluenzprofilberechner 78 die gewünschte Dosis-Landkarte 66 in ein geschätztes Behandlungssinogramm 87' um, jedoch werden die Fluenzprofile dieses geschätzten Behandlungssinogramms 87' gegebenenfalls nicht zur Steuerung des Kompensators 22 eingesetzt, da das geschätzte Behandlungssinogramm 87' im Allgemeinen sowohl positive als auch negative Fluenzwerte umfasst. Nur positive Fluenzwerte sind vom Kompensator 22 physikalisch umsetzbar; ein negativer Fluenzwert würde einen Strahl 28 beschreiben, der Strahlung entlang seinem Weg absorbiert hat, was physikalisch nicht umsetzbar ist.
Dementsprechend werden im Verfahrenskästchen 88 die Fluenzwerte des geschätzten Behandlungssinogramms 87' auf positive Fluenzwerte 89 gerundet. Als Ergebnis dieses Rundens erzeugt das geschätzte Behandlungssinogramm 87' nicht mehr die gewünschte Dosis-Landkarte.
Die Anzahl der aus der Rundung, die die positiven Fluenzprofile 89 ergibt, resultierenden Fehler wird durch rückprojizieren der positiven Fluenzwerte 89 auf eine tat sächliche Dosis-Landkarte 90, die von der gewünschten Dosis-Landkarte 66 abweicht, bestimmt. Diese Rückprojektion wird durch Berechnen einer Fluenz-Landkarte aus den positiven Fluenzwerten 89 gemäß Gleichung (11) und einer Terma-Landkarte gemäß Gleichung (4) und dem darauf folgenden Falten der Terma-Landkarte mit dem Kern gemäß Gleichung (7) ausgeführt, um die tatsächliche Dosis-Landkarte 90 gemäß dem Verfahrenskästchen 92 aus 11 zu bestimmen.
Bei dieser Rückprojektion wird keine räumliche Invarianz des Faltungskerns
angenommen, um so eine präzisere tatsächliche Dosis-Landkarte 90 zu erhalten.
Die Projektion eines Fluenzprofils auf einen Patienten 17 zur Berechnung einer Dosis-Landkarte kann unter Einsatz mehrerer anderer, den Fachleuten auf dem Gebiet der Erfindung bekannter Verfahren durchgeführt werden.
Die tatsächliche Dosis-Landkarte 90 wird mit der gewünschten Dosis-Landkarte 66 verglichen, um eine Restdosis-Landkarte 96, wie durch das Verfahrenskästchen 94 dargestellt ist, zu erzeugen. In einer bevorzugten Ausführungsform wird beim Vergleich von den Werten eines jeden Voxels
der tatsächlichen Dosis-Landkarte 90 der größere aus a) dem entsprechenden Wert der erwünschten Dosis-Landkarte 66 oder b) einem vorbestimmten oberen Dosisgrenzwert subtrahiert. Der vorbestimmte obere Dosisgrenzwert ist eine Schwellenzahl, die als eine für das Tumorgewebe 76 akzeptable Größe erachtet wird. Es ist offensichtlich, dass für Fachleute auf diesem Gebiet aus dieser Beschreibung auch andere Verfahren zur Quantifizierung des Unterschieds zwischen der gewünschten Dosis-Landkarte und der tatsächlichen Dosis-Landkarte hervorgehen.
Das Ergebnis des Vergleichsvorgangs 94 liegt im Erhalt einer Restdosis-Landkarte 96, die in 12(a) zu sehen ist. Diese Restdosis-Landkarte wird dann erneut vom Fluenzprofilberechner 78 (anstelle der gewünschten Dosis-Landkarte 66) bearbeitet, um ein Fluenzfehlerprofil 98 (anstelle des geschätzten Behandlungssinogramms 87) zu erstellen.
Das so erstellte Fluenzfehlerprofil 98 wird dann vom Subtrahieren 100 vom geschätzten Behandlungssinogramm 87' subtrahiert, um ein neues geschätztes Behandlungssinogramm 90 zu erhalten.
Wie in 11 dargestellt ist, wird dieses neue geschätzte Behandlungssinogramm 87 eine vorbestimmte Anzahl von Iterationen wiederholt durch die Verfahrenskästchen 88, 92, 94 und 78 bearbeitet, wobei die Größe der Werte des Fehlerfluenzprofils 98 mit jeder Iteration abnehmen, wie in den 12(b) und 12(c) veranschaulicht ist, bis ein geeignet niedriges Fehlerfluenzprofil 98 erhalten wird.
Das neue geschätzte Fluenzprofil 87 wird dann dem Verfahrensblock 88 entsprechend gekürzt, um ein endgültiges Sinogramm 91 zur Verwendung bei der Steuerung des Kompensators 22, so wie zuvor beschrieben, zu erhalten.
Mit erneutem Bezug auf die 6(b), (c) und (d) werden die Dosis-Landkarten, die entsprechend der gewünschten Dosis-Landkarte 66 aus 6(a) gemäß der vorliegenden Erfindung erhalten wurden, nach: einer Iteration (6(b)); zwei Iterationen (6(c)); und zehn Iterationen (6(d)) gezeigt. Die in 6(d) gezeigten Dosisvariationen im Zielvolumen liegen bei plus oder minus 2% des vorbestimmten oberen Grenzwerts von 1.000 cGy.
E. Umwandlung der Scheibendaten zu Spiraldaten
Um Strahlungs-Hot-Spots und Strahlungslücken entlang der Länge eines Tumors auszuschalten, ist ein Spiralscan, bei dem der Translationstisch kontinuierlich entlang einer z-Achse durch den Gantry 44 bewegt wird, wenn sich der Gantry 44 dreht, sodass das Strahlenfächerbündel 14 ein spiralförmiges Muster durch die Tumorstelle hindurch abtastet, wünschenswert. Spiralscanner verringern zudem die Bestrahlungsdauer, da die Start- und Stoppbewegung des Translationstischs wegfällt. Trotzdem muss aber aufgrund der konstanten Bewegung des Patienten während des Spiralscans das zuvor erörterte Behandlungssinogramm modifiziert werden.
Mit Bezug auf die 13(a) – (c) wurde ein vereinfachter zylinderförmiger Tumor 97, dessen Achse sich mit der Drehachse 45 des Gantry 44 deckt, in einzelne Scheiben 107 und 108 unterteilt. Ein Bestrahlungsfenster 109, das von der undurchlässigen Maske 16 (in 1 gezeigt) kollimiert wurde, liegt verschiedenen Abschnitten des Tumors 97 gegenüber, während der Tumor 97 durch den Gantry 44 bewegt wird, und die Strahlungsquelle dreht sich oberhalb des Tumors 97.
Bei einem Spiralscan liegt das Bestrahlungsfenster 109 mehreren benachbarten Scheiben gegenüber (d.h. es ist nicht scheibenspezifisch). Mit Bezug auf 13(a) an einer Position mit Gantry-Winkel 0∞ bestrahlt das Bestrahlungsfenster 109 gegebenenfalls nur eine Scheibe 107. Wird der Tumor 97 bewegt und die Strahlungsquelle 12 gedreht, so beginnt das Bestrahlungsfenster 109 sowohl Teilen der Scheibe 107 als auch der benachbarten Scheibe 108 gegenüberzuliegen. Mit Bezug auf 13(b) liegt das Bestrahlungsfenster 109 nach einer 90∞-Drehung gegebenenfalls der Hälfte der Scheibe 107 und der Hälfte der Scheibe 108 gegenüber. Mit Bezug auf 13(c) liegt das Bestrahlungsfenster 109 nach einer 180∞-Drehung gegebenenfalls nur der Scheibe 108 gegenüber. Deshalb müssen spiralförmige oder nichtscheibenspezifische Daten aus den Scheibensinogrammen 91 ermittelt werden, um die Kompensatorlamellen 30 während einer Spiralbestrahlung zu steuern.
Obwohl verschiedene Abschnitte eines Tumors verschiedene Querschnitte oder Dichteverteilungen aufweisen können, ist die Änderung im Tumor zwischen aneinanderliegenden Scheiben gering, wenn für viele dünne Tumorscheiben entsprechende Scheibendaten ermittelt wurden. Unter diesen Umständen sind die Fluenzprofile für benachbarte Tumorscheiben, die entlang eines identischen Gantry-Winkels θ ausgerichtet sind, im Wesentlichen ähnlich. Die Interpolation zwischen benachbarten Fluenzprofilen mit einem gemeinsamen, identischen Gantry-Winkel θ kann somit ohne gröbere Abstriche bei der Bestrahlungspräzision machen zu müssen ausgeführt werden.
Um die endgültigen Scheibensinogramme 91 zu einer kontinuierlichen Fluenzprofil-"Schleife" 93 umzuwandeln, die einfach beim Spiralscan eingesetzt werden kann, setzt ein Spiralumwandlungsmodul 95 (vgl. 11) gegebenenfalls die folgende gewichtete mittelwertsbildende Gleichung zum Erhalt angemessener Spiralfluenzprofil-Annäherungen ein:
worin z₁ die erste zweier nebeneinander liegender Scheiben ist, z₂ eine zweite benachbarte Scheibe ist, θ_j der Gantry-Winkel ist, ψ(z₁, z₂, θ_j) das Fluenzprofil des Fächerbündels 14 ist, das ausgerichtet ist, dass es benachbarten Abschnitten von den Tumorscheiben z₁ und z₂ vom Gantry-Winkel θ_j gegenüberliegt, ψ(z₁, θ_j) das Fluenzprofil aus dem endgültigen Scheibensinogramm 91 ist, das der Scheibe z₁ vom Gantry-Winkel θ_j entspricht, und ψ(z₂, θ_j) das Fluenzprofil aus dem Scheibensinogramm 91 ist, das der Scheibe z₂ vom Gantry-Winkel θ_j entspricht. θ_j = 0°, wenn der Fächerstrahl nur Scheibe z₁ gegenüberliegt, und verändert sich mit der Drehung des Gantry, bis der Fächerstrahl nach einer Drehung um 180° nur der benachbarten Scheibe z₂ gegenüberliegt. Deshalb beeinflusst bei θ_j = 0° (vgl. 13(a)) ausschließlich das ψ(z₁, θ_j) das ψ(z₁, z₂, θ_j). Bei θ_j = 90° (vgl. 13(b)), wenn der bewegliche Tisch den Tumor 97 um die Hälfte einer Scheibendicke bewegt hat, sodass eine Hälfte des Fächerbündels 14 auf die Scheibe z₂ gerichtet ist, beeinflussen eine Hälfte des ψ(z₂, θ_j) und eine Hälfte des ψ(z₁, θ_j) das ψ(z₁, z₂, θ_j).
Nachdem die Fluenzprofilschleife 93 geschaffen wurde, wird sie im Massenspeichersystem 64 zur späteren Verwendung während einer Therapiesitzung gespeichert.
IV. Betrieb des Überprüfungssystems
Vor einer Therapiesitzung wird die Fluenzprofilschleife 93 zur Steuerung des Kompensators 22 auf die Kompensatorsteuerung 52 geladen. Die Schleife 93 besteht aus einer Vielzahl an Fluenzprofilen, die bei der Bewegung des beweglichen Tischs durch den Gantry 44 in einer Abfolge von Gantry-Winkeln θ auf den Tumor gerichtet werden. Jedes Fluenzprofil besteht aus den gewünschten Intensitätsdaten für jeden Strahl 28 des Fächerbündels 14. Die Kompensatorsteuerung 52, die von Daten der Fluenzprofilschleife 93 gesteuert wird, veranlasst die Hinein- und Hinausbewegung der Lamellen 30 in das Strahlenbündel 14, wodurch wie oben beschrieben verschiedene Strahlungsintensitäten abgegeben werden.
Mit Bezug auf die 3, 4 und 5 wird das Auslöserlement 19 einer jeden Lamelle 30 in den zugeordneten Lichtweg hinein- und hinausbewegt, wenn die Kompensatorsteuerung 52 die Lamellen 30 zwischen offenem und geschlossenem Zustand hin- und herbewegt. Blockiert das Auslöserelement 19 den Lichtweg 33 (d.h. die Lamelle 30 befindet sich im geschlossenen Zustand), so erzeugt der Lichtdetektor 15 ein tatsächliches Positionssignal, das darauf hinweist, dass die Lamelle 30 in geschlossener Stellung ist. Befindet sich das Auslöserelement 19 außerhalb des Lichtwegs 33 (d.h. die Lamelle 30 befindet sich im offenen Zustand), so erzeugt der Lichtdetektor 15 ein tatsächliches Positionssignal, das darauf hinweist, dass die Lamelle 30 in offener Stellung ist.
Ein Fehlerdetektor (nicht dargestellt) in Form einer Software läuft auf dem Computer 51 und vergleicht die tatsächlichen Positionssignale mit den von der Kompensatorsteuerung 52 erzeugten gewünschten Positionssignalen, um Fehler in der Bewegung der Lamellen 30 zu identifizieren. Nimmt eine Lamelle 30 nicht die vom gewünschten Positionssignal angegebene Stellung ein, so nimmt die Kompensatorsteuerung 52 an, dass der Aktuator 32 ausgefallen ist.
Beim Versagen eines Aktuators 32 richtet die Kompensatorsteuerung 52 ihre Signale so aus, dass der Primäraktuator 32 umgangen und damit begonnen wird, den Ersatzaktuator 35 zu steuern. Es ist somit ein Grad an Redundanz dem System zugefügt, wodurch eine Fehlbewegung einer Lamelle keine Verzögerung im Therapieprotokoll mit sich bringt.
Sollten beide Aktuatoren 32 und 35 ausfallen, so schiebt die Feder 39 die Lamelle 30 in den geschlossenen Zustand, sodass die Lamelle 30 den ihr zugeordneten Strahl 28 okkludiert. Auf diese Weise wird die Gefahr verringert, dass eine Lamelle im offenen Zustand blockiert wird und dadurch ein nicht regulierter Strahl 28 auf den Patienten gerichtet wird.
Das System kann mit einem Alarm ausgestattet sein, um das Versagen eines oder beider Aktuatoren 32 und 35 anzuzeigen. Jedoch kann selbst im Falle eines Versagens beider Aktuatoren 32 und 35, die ein und derselben Lamelle 30 zugeordnet sind, die Therapiesitzung fortgeführt werden, sobald die Lamelle 30 in die geschlossene Stellung geschoben wurde. Eine geschlossene Lamelle 30 stellt keine Gefahr einer übermäßigen Bestrahlung dar, da der zugeordnete Strahl 28 vollständig okkludiert ist. Das Zuwenig an tatsächlicher Strahlung, die vom Tumor aufgrund des Ausfalls der Lamelle 30 absorbiert wird, kann in späteren Therapiesitzungen ausgeglichen werden.
Mit Bezug auf 14 sind ein vereinfachter Kompensator 22 und ein Überprüfungssystem 71 dargestellt, worin der Kompensator 22 nur über acht Abschwächungslamellen 30 verfügt, die das Fächerbündel 14 in acht benachbarte Strahlen 28 unterteilen.
Als Teil des Behandlungsüberprüfungssystems 59 ist die erste Multisegement-Ionenkammer 47 zwischen dem Kompensator 22 und dem Patienten 17 angeordnet und verfügt über acht Kammersegmente 49, die direkt innerhalb jeweils einem der acht Strahlen 28 des Fächerbündels 14 angeordnet sind. Jedes Segment 49 erzeugt ein gemessenes Strahlenfluenzsignal 55 oder Patienten-Eintritts-Fluenzsignal, das die von ihr angetroffene Fluenz des Strahls angibt.
Eine zweite Multisegement-Ionenkammer 53 ist innerhalb der Fächerbündels 14 an der gegenüberliegenden Seite des Patienten 17 gegenüber der Strahlungsquelle 12 angeordnet und besteht aus einer zweiten Gruppe aus acht Kammersegmenten 54, wobei jedes Segment 54 einen Strahl 28 abfängt, der durch den Patienten 17 durchtritt. Diese Kammersegmente 54 erzeugen Patienten-Austritts-Fluenzsignale 57, die die Fluenz der Strahlen 28' angeben, die durch die Dicke des Patienten 17 hindurchgetreten sind.
Die gemessenen Strahlenfluenzen 55 werden vom Überprüfungssystem 71 für zwei unterschiedliche Zwecke eingesetzt. Erstens erhält, unter Bezugnahme auf 15, ein Vergleichsmodul 101 vom Computer 51 die gewünschte Strahlenfluenz, die von jeder Lamelle 30 des Kollimators 22 erzeugt werden soll. Zudem erhält das Vergleichsmodul 101 (vgl. 15) die gemessene Strahlenfluenz 55, die von der ersten Ionenkammer 49 bereitgestellt wird. Durch Vergleich der gewünschten Strahlenfluenz mit der gemessenen Strahlenfluenz 55 erzeugt das Vergleichsmodul 101 einen Differenzwert 102 für jede Lamelle 30 bei jedem Gantry-Winkel θ.
Ein Grenzwertmodul 104 bestimmt, ob der Differenzwert 102 außerhalb eines vernünftigen Grenzwerts liegt und eine Gefahr für den Patienten darstellt. Falls ja, schaltet die Kompensatorsteuerung 52 sowohl den Primäraktuator 32 als auch den Ersatzaktuator 35 für die Dauer der Therapiesitzung ab. Sind die beiden Aktuatoren 32 und 35 ausgeschaltet, so zwingt die Vorspannfeder 39 (vgl. 4) die Lamelle in die geschlossenen Stellung, um den Strahl 28 zu okkludieren und mögliche Gefahren der Bestrahlung auszuschalten.
Ist der Differenzwert 102 gering oder die gemessene Strahlenfluenz 55 niedriger als die gewünschte Strahlenfluenz, so kann die Differenz durch Einstellen der Strahlenintensität des zweiten Strahls 28 und eines anderen Gantry-Winkels korrigiert werden.
Mit Bezug auf 7 ist, so wie zuvor beschrieben, die gesamte von einem Voxel 74 des Tumors absorbierte Strahlung die Summe der entlang vieler Strahlen 28 in Richtung des Voxels 74 ausgesendeten Strahlung, und Abweichungen zwischen der gewünschten Strahlenfluenz und der gemessenen Strahlenfluenz 55 können durch Ein stellen der Fluenz des zweiten Strahls 28, der ein benachbarter des ersten Strahls ist, korrigiert werden. Das Senken der Fluenz eines zweiten Strahls 28 reduziert das Quantum der gesamten Strahlung, die von einem Voxel 74 erhalten wird. Ähnlich führt ein Anheben der Fluenz des zweiten Strahls 28 zu einem Anstieg des Quantums der gesamten von einem Voxel 74 erhaltenen Strahlung. Auf diese Weise können relativ geringe Abweichungen zwischen der gewünschten und der gemessenen Strahlenfluenz aufgehoben werden, was zu präziseren Therapiesitzungen führt.
Zweitens werden die gemessenen Strahlenfluenzsignale 55 gemeinsam mit den Patienten-Austritts-Fluenzsignalen 57 zur Erzeugung tomographischer Absorptionsbilder eingesetzt. Ist die Fluenz eines jeden Strahls 28 beim Eintritt in den Patienten 17 und die Fluenz eines jeden Strahls 28' beim Austritt aus dem Patienten 17 bekannt, erzeugt eine einfache Subtraktionsrechnung einen Absorptionswert, der anzeigt, wieviel Strahlung vom Gewebe im Patienten 17 absorbiert wurde, durch das der Strahl 28 hindurchgetreten ist. Durch Kombinieren aller Strahlen 28, die entlang einem Gantry-Winkel θ ausgesendet wurden, während der bewegliche Tisch in ein und derselben Position war, kann ein Absorptionsprofil für diesen Winkel θ und diese Tischposition ermittelt werden.
Die bei einer Spiraltherapiesitzung, bei der ein Fächerbündel 14 ein Spiralmuster bei einer Tumorstelle abtastet, erhaltenen Daten sind nicht scheibenspezifisch. Da es vorteilhafter ist, tomographische Bilder als Scheiben und nicht als eine Spirale zu betrachten, werden die Spiraldaten in scheibenspezifische Daten umgewandelt.
Der Computer 51 verwendet ein Spiralumwandlungsmodul 95 ein zweites Mal, um die Schraubendaten in Scheibenfluenzdaten umzuwandeln. Da jede Tumorscheibe mit zwei benachbarten Tumorscheiben (eine davor und eine danach) ein gemeinsames Absorptionsprofil aufweisen, kann die folgende gewichtete mittelwertsbildende Gleichung eingesetzt werden:
worin z₁ eine erste Tumorscheibe ist, z₃ eine zweite Tumorscheibe ist, z₂ eine dritte Tumorscheibe zwischen z₁ und z₃ ist, ψ(z₂, θ_j) das Absorptionsprofil für die Tumorscheibe z₂ bei Gantry-Winkel θ_j ist, ψ(z₁, z₂, θ_j) das zwischen den benachbarten Abschnitten der Scheiben z₁ und z₂ bei Gantry-Winkel θ_j detektierte Absorptionsprofil ist und ψ(z₂, z₃, θ_j) das zwischen den benachbarten Scheiben z₂ und z₃ bei Gantry-Winkel θ_j detektierte Absorptionsprofil ist, wobei θ_j zwischen 0° und 360° variiert.
Nachdem die Scheibenabsorptionsprofile, die den verschiedenen Gantry-Winkeln θ entsprechen, für jede Tumorscheibe berechnet wurden, können tomographische Rekonstruktionsverfahren zur Erzeugung einer Vielzahl von scheibenspezifischen tomographischen Absorptionsbildern eingesetzt werden, die auf der Bildschirmeinheit 63 betrachtet werden.
Standard-Isodosenkurvendaten, die auf diesem Gebiet zum Zwecke der Planung der Therapie herangezogen werden, können vom Computer 51 verwendet werden, um verschiedene Strahlungsabsorptionsniveaus entlang der Tiefe des von jedem Strahl 28 durchtretenen Gewebes zu bestimmen.
Durch Rückprojektion einer Vielzahl von Absorptionsprofilen (ein Profil für jeden Gantry-Winkel θ, mit dem das Bündel 14 auf eine Scheibe gerichtet wurde) und gleichzeitiger Berücksichtigung der Strahlungsabsorptionsiveaus innerhalb eines jeden Strahls 28 kann ein tomographisches Absorptionsbild ähnlich wie jenes, das bei der röntgentomographischen Abbildung eingesetzt wird, erzeugt werden.
Ein Radiologe kann die tomographischen Absorptionsbilder zur Bestimmung der Strahlungsdosisabsorption innerhalb von Scheiben des Tumors verwenden. Diese Bilder können auch zur Ausarbeitung präziserer Diagnoseverfahren und zur Untersuchung der spezifischen Auswirkungen der Bestrahlung auf Tumorgröße und -lebensdauer herangezogen werden.
Mit Bezug auf 16 umfasst eine zweite Ausführungsform einer Strahlentherapieeinheit 110, die zur Verwendung in der vorliegenden Erfindung geeignet ist, eine Strahlungsquelle 112, die ein im Allgemeinen konisches Strahlenbündel 114' erzeugt, das aus einem Brennpunkt 118 austritt und auf einen Patienten (nicht dargestellt) gerichtet ist. Das konische Strahlenbündel 114' wird gebündelt, um ein im Allgemeinen planares Fächerbündel 114 zu ergeben, das auf eine Fächerbündelfläche 120 zentriert ist.
Wie in der ersten Ausführungsform ist der Kompensator 122 im Fächerbündel 114 zentriert und auf die Fächerbündelfläche 120 gerichtet, bevor der Patient die Strahlung aufnimmt. In der zweiten Ausführungsform umfasst der Kompensator 122 jedoch ein Gestell 124 mit einer oberen Etage 125, die sich auf beiden Seiten des Bündels 114 weit über die Ränder 123 dessen Dicke 115 hinaus erstreckt.
Mit Bezug auf 17 weist die obere Etage 125 des Gestells 124 einen Satz Hüllen 126, die eine entsprechende Anzahl gleichmäßig beabstandeter, trapezförmiger Lamellen 128 gleitend aufnehmen. Jede Lamelle 128 ist aus einem dichten, strahlenundurchlässigen Material, wie beispielsweise Blei, Wolfram, Cer, Tantal oder einer verwandten Legierung, hergestellt.
Die Hüllen 126 sind aus einem strahlendurchlässigen Material hergestellt und einstöckig an einer Montageplatte 136, die relativ zum Brennpunkt 118 befestigt ist, angebracht. Die Montageplatte 136 ist aus einem robusten, strahlenundurchlässigen hergestellt und außerhalb des Fächerbündels 114 angeordnet, um eine Beeinflussung des Fächerbündels 114 zu vermeiden.
Die Lamellen 128 der oberen Etage bilden gemeinsam einen Bogen mit konstanten Radius um den Brennpunkt 118 herum. Sind die Lamellen 128 in geschlossener Stellung, so besteht zwischen zwei benachbarten Lamellen 128 ein Lamellenspalt 130, der etwas kleiner als die Breite einer Lamelle 128 ist. Die Lamellen 128 und die Lamellenspalten 130 teilen das Fächerbündel 114 in einen Satz aus benachbarten plattenähnlichen Strahlen 138 an versetzten Winkeln ein. Die Strahlen 138, die auf die Lamellen 128 fallen, werden abgeschwächt, während jene Strahlen 138, die zwischen den Lamellen 128 einfallen, durch die obere Etage 125 ungeschwächt hindurchfallen.
Mit Bezug auf die 16 und 17 umfasst das Gestell 124 zudem eine untere Etage 132, die sich ebenfalls über die Ränder der Dicke 115 des Bündels 114 erstreckt. Die untere Etage 132 ist zwischen der oberen Etage 125 und dem Patienten angeordnet. So wie die obere Etage 125 umfasst die untere Etage 132 einen zweiten Satz an Hüllen 135, die eine entsprechende zweite Anzahl an gleichmäßig beabstandeten, trapezförmigen Lamellen 134 aufnehmen. Die Lamellen 134 sind aus demselben Material wie die Lamellen 128 hergestellt.
Jede Hülle 135 des zweiten Gestells 132 ist unter einem Lamellenspalt 130 in der oberen Etage 125 angeordnet und innerhalb des Bündels 114 platziert. Jede Lamelle 134 der unteren Etage 132 ist so groß, dass sie jede der oberen, benachbarten Lamellen 128 überlappt, sodass vom Brennpunkt 118 aus betrachtet jedweder Strahlungsdurchtritt ausgeschaltet wird. Diese Überlappung der Lamellen 128 der oberen Etage 125 und jener in der unteren Etage 132 ist jedoch gering, sodass nur äußerst wenige Strahlen 138 von Lamellen in beiden Etagen abgeschwächt werden. Diese Lamellen 128 und 134 der beiden Etagen sind im Wesentlichen gleich dick oder zumindest dick genug, um die ihnen zugeordneten Strahlen 138 vollständig zu okkludieren, wenn sie sich in ihrer geschlossenen Stellung befinden.
Mit Bezug auf die 16 und 19(a) – (c) sind die Hüllen 126 der beiden Etagen 125 von einer solchen Größe, dass jede Lamelle 128 an beiden Seiten des Fächerbündels 114 vollständig aus dem Weg des Fächerstrahls 114 hinausgleiten kann und dabei noch immer von der Hülle 126 geführt wird. Die Hülle 126 führt die Lamelle 128 zwischen einem "ersten offenen Zustand" (19(a)), in dem die Lamelle 128 an einer Seite des Bündels 114 angeordnet ist, sodass der ungehinderte Durchtritt eines Strahls 138 des Bündels zugelassen wird, und einem "geschlossenen Zustand" (19(b)), in dem die Lamelle 128 in der Mitte der Hülle 126 angeordnet ist und einen Strahl 138 des Bündels okkludiert, sowie einem "zweiten offenen Zustand" (19(c)) hin und her, in dem die Lamelle 128 an der gegenüberliegenden Seite des Bündels 114 angeordnet ist, sodass der ungehinderte Durchtritt des Strahls 138 des Bündels zugelassen wird.
Mit Bezug auf 18 werden die Lamellen 128 und 134 innerhalb der Hüllen 126 und 135 von Leitschienen 137, die in entlang der Kanten der Lamellen 128 und 134 geschnittene Kerben 142 eingepasst sind, getragen und geführt. Die Kerben 142 ermöglichen den Leitschienen 137 während der Bewegung zwischen den zwei offenen und dem geschlossenem Zustand ein gleitendes Halten der Lamellen 128 und 134 in den Hüllen 126 und 135.
Erneut mit Bezug auf 16 kann jede Lamelle 128 und 134 mithilfe eines entsprechenden Druckluftzylinders 139, der mit der Lamelle 128 und 134 durch ein bewegliches Verbindungsglied 140 verbunden ist, rasch zwischen offenem und geschlossenem Zustand hin- und herbewegt werden. Die Druckluftzylinder 139 verfügen über innere Kolben (nicht dargestellt), die mittels Druckluft, die durch Zufuhrschläuche 141 mit den Zylindern 139 gekoppelt ist, mit hoher Geschwindigkeit zwischen den Enden der Zylinder 139 hin- und herbewegt werden können. Die Zufuhrschläuche 141 werden von der Kompensatorsteuerung (in den 16 und 17 nicht dargestellt) gespeist, wie nachstehend beschrieben wird. Die Druckluftzylinder 139 sind zur Anlegung von starken Kräften an die Lamellen 128 und 134 fähig, um diese rasch und unabhängig voneinander zwischen dem geschlossenen Zustand und den beiden offenen hin- und herzubewegen.
Wie in den 16 und 17 am deutlichsten zu erkennen ist, sind zwei Solenoid-Stopper 143 mit jeder Lamelle 128 und 134 verbunden. Ein Paar Solenoid-Stopper 143 ist oberhalb jeder Hülle 126 der oberen Etage 125 angeordnet, wobei ein Stoppen 143 außerhalb eines jeden Rands 123 der Bündeldicke 115 angeordnet ist. Ähnliche Anordnungen 143 sind unterhalb jeder Hülle 135 der unteren Etage 132 angebracht, wobei eine außerhalb eines jeden Rands 123 der Bündeldicke 115 angeordnet ist. Die Solenoid-Stopper 143 werden zur Gewährleistung der präzisen Positionierung der Lamellen 128 und 134 innerhalb des Fächerbündels 114 auf die nachstehend ausführlicher beschriebene Weise eingesetzt.
Mit Bezug auf 20 verfügt jeder Solenoid-Stopper 143 über eine elektrische Solenoidspule 144, die, wenn mit Energie gespeist, einen konzentrisch angeordneten Anker 145 gegen die Kraft einer Feder 150 anzieht. Ein biegsames Anschlussstück 147 verbindet den Anker 145 mit einem Stoppschaft 148, der vom Stoppen 143 vorsteht, um vom Anker zurückgezogen zu werden, wenn die Spule mit Energie beaufschlagt wird. Jeder Solenoid-Stopper 143 ist fest mit der entsprechenden Etage des Gestells 124 mithilfe einer Befestigungsschelle 146 verbunden. Ein Flansch 149 des Ankers 145 hält die Feder 150 zwischen sich selbst und der Unterseite der Spule 145, um den Stoppschaft 148 aus dem Stopper 143 heraus vorzuspannen, wenn die Spule 144 entregt wird.
Das biegsames Anschlussstück 147 ist längs starr aber lateral biegsam, um das Drehmoment, das auf den Stoppschaft 148 durch den Zusammenprall mit der entsprechenden Lamelle 128 und 134 angelegt wird, zu absorbieren, wie nachstehend beschrieben wird. Der Stoppschaft 148 ist aus einem starren, aber elastischen Material hergestellt, das sich auch unter der Druckeinwirkung wiederholter Zusammenstöße mit einer Kollimatorlamelle 128 und 134 nicht verbiegt.
Wie in 19(b) zu erkennen ist, spannt die Feder 150, wenn die Solenoidspule 144 abgeschaltet ist, den Anker 145 aus der Spule 144 heraus vor, was im Gegenzug den Stoppschaft 148 durch ein Schaftloch 153 in das Gestell 124 und in die Hülle 126 hinein und somit in den Bewegungspfad den Lamelle zwingt. Wird die Solenoidspule 144 mit Energie beaufschlagt, so zieht sich der Anker 145 in die Spule 144 und somit aus dem Bewegungspfad der Lamelle zurück.
Mit Bezug auf die 19(a) – (c) bleiben die Stopper 143 während der Strahlentherapie zumeist abgeschaltet, wobei die Stoppschäfte 148 in die Hüllen hinein vorstehen und so die zugeordneten Lamelle 128 in einem der drei stabilen Zustände, der ge schlossenen Stellung (19(b)), der ersten offenen Stellung (19(a)) und der zweiten offenen Stellung (19(c)), festhalten.
Soll sich eine Lamelle von der ersten offenen Stellung (19(a)) zur geschlossenen Stellung (19(b)) bewegen, so beaufschlagt das Kompensatorsteuermodul 158 zuerst einen ersten Solenoid-Stopper 143a, der einen Stoppschaft 148a nach oben und aus der Hülle 126 heraus bewegt, wodurch der Lamelle die Bewegung hin zur geschlossenen Stellung ermöglicht wird. Hochdruckluft wird zum Druckluftzylinder 139 geleitet und in Folge die Lamelle 128 in Richtung ihrer geschlossenen Position gedrückt (siehe 19(b)). Die Lamelle 128 trifft auf den den zweiten Stoppschaft 148b auf, wo sie in der geschlossenen Stellung festgehalten wird und die gesamte Dicke 115 des Strahls 138 okkludiert. Der Stoppschaft 148b gewährleistet die präzise Positionierung der Lamelle 128. Der erste Solenoid-Stopper 143a wird daraufhin abgeschaltet, und die gedrückte Feder 150 dehnt sich aus, wodurch der Stoppschaft 148a wieder nach unten zurück in die Hülle 126 gezwungen wird. Zu diesem Zeitpunkt befinden sich die Stoppschäfte 148a und 148b der zwei Solenoid-Stopper 143a und 143b innerhalb der Hüllen 126 und stoßen an die Kanten der Lamelle 128. Sind beide Solenoid-Stopper 143a und 143b ausgeschaltet, so ist nun die Lamelle 128 entgegen Störkräften fest in der geschlossenen Stellung gehalten.
Ähnlich wird zur Bewegung der Lamelle 128 in die zweite offene Stellung der zweite Stopper 143b mit Energie beaufschlagt, und der Stoppschaft 148b wird aus der Hülle 126 gezogen. Die Lamelle 128 wird dann in die zweite offene Stellung gedrückt (siehe 19(c)). Der zweite Stopper 143b wird abgeschaltet, und der Stoppschaft 148b wird in die Hülle 126 gedrängt, um die Lamelle 128 außerhalb des Strahlenbündels festzuhalten.
Wie nun beschrieben wird, kann durch Abwechseln der offenen Stellungen von einer Seite der Bündeldicke 115 auf die andere die charakteristische stufenweise Abschwächung entlang der Dicke 115 des Strahls 138 (d.h. des Bündels 114) beseitigt werden.
Mit Bezug auf 21(a) ist, wenn sich die Lamelle 128 im geschlossenen Zustand befindet und so die Fächerbündeldicke 115 vollständig okkludiert, die anfängliche kumulative Intensität der vom Patienten erhaltenen Strahlung gleich null. Bewegt sich die Lamelle 128 zum ersten offenen Zustand hin (vgl. 21(b)), so steigt die kumulative Intensität der erhaltenen Strahlung beginnend bei den ersten auszusetzenden Regionen an. Hat die Lamelle 128 den ersten offenen Zustand in 21(c) erreicht, so ergibt sich ein Gradient der erhaltenen Strahlung entlang der Bündeldicke 115.
Wenn die Lamelle 128 damit beginnt, wie in 21(d) in den geschlossenen Zustand zurückzukehren, nimmt die stufenweise Abschwächung 121 zu, bis sie doppelt so steil wie nach dem ersten offenen Zyklus ist (vgl. 21(e)).
Im nächsten Zyklus wird die Lamelle 128, so wie in 21(f), zum zweiten offenen Zustand hin bewegt, wobei die exakt gleiche Richtung wie im vorigen Zyklus einen entgegengesetzten Gradienten 121 ergibt. Werden die beiden Gradienten der zwei Zyklen addiert, so wird die resultierende kumulative Intensität 119 der entlang der Bündeldicke 115 ausgesendeten Strahlen einheitlich, wie 21(g) zu entnehmen ist.
Mit erneutem Bezug auf die 19(a) – (c) sollte festgehalten werden, dass die abwechselnde Bewegung einer Lamelle 128 nur dann zu einer gleichmäßigen Bestrahlung entlang der Dicke des Bündels 115 führt, wenn die Geschwindigkeit der Lamelle 128 konstant ist, während sich die Lamelle 128 durch die Bündeldicke 115 hindurch bewegt. Ohne eine konstante Lamellengeschwindigkeit ergibt sich ein parabolisches Bestrahlungsprofil entlang der Bündeldicke 115, wenn die Bestrahlung der abwechselnden offenen Zyklen addiert wird.
In der Praxis ist eine geringe Beschleunigung der Lamelle 128 während ihrer Bewegung durch die Bündelbreite zwar akzeptabel, doch findet Idealerweise die Beschleunigung der Lamelle 128 dann statt, wenn das Bündel 114 entweder vollständig okklu diert oder zur Gänze abgeschwächt ist. Die Lamellenbeschleunigung kann auf diese zwei zugelassenen Umstände beschränkt werden, indem der Solenoid-Stopper 143 außerhalb der Bündeldicke 115 angeordnet und die Lamelle 128 so konstruiert ist, dass sie breiter als die Bündeldicke 115 ist, wodurch ein erster 133a und ein zweiter 133b Beschleunigungsspalt auf gegenüberliegenden Seiten der Bündeldicke 115 bereitgestellt sind.
Noch immer mit Bezug auf die 19(a) – (c) wird die Lamelle 128, wenn sich diese vom ersten offenen Zustand (19(a)) zum geschlossenen Zustand (19(b)) bewegt, von einer stehenden Stellung aus auf eine konstante Geschwindigkeit beschleunigt, bevor die vorangehende Kante 129 der Lamelle 128 den ersten Beschleunigungsspalt 133a passiert und in die Bündeldicke 115 eintritt. Während sich die vorangehende Kante 129 entlang der Bündeldicke 115 bewegt, ist die Geschwindigkeit konstant, bis sie auf den zweiten Stoppschaft 148b auftrifft. Nachdem die vorangegangene Kante 129 in den zweiten Beschleunigungsspalt 133b und die nachfolgende Kante 131 in den ersten Beschleunigungsspalt 133a eingetreten ist, verlangsamt sich die Lamelle 128.
In der geschlossenen Stellung (19(b)) okkludiert die Lamelle 128 die gesamte Bündeldicke 115 sowie beide Beschleunigungsspalte 133a und 133b. Bei der Bewegung vom geschlossenen Zustand (19(b)) hin zum zweiten offenen Zustand (19(c)) wird die Lamelle 128 von der stehenden, geschlossenen Stellung aus auf eine konstante Geschwindigkeit beschleunigt, bevor die nachfolgende Kante 131 aus dem ersten Beschleunigungsspalt 133a austritt. Das Beschränken von Beschleunigung und Verlangsamung auf jenen Zeitraum, während dem sich die Lamellenkanten 129 und 131 innerhalb der Beschleunigungsspalte befinden, trifft auch auf die Bewegung vom zweiten offenen Zustand zum geschlossenen Zustand und vom geschlossenen Zustand zum ersten offenen Zustand zu.
Es wurde herausgefunden, dass die optimale Größe des Beschleunigungsspalts 133 unabhängig vom Beschleunigungspotential ist und ein Viertel der Bündeldicke 115 beträgt (vgl. Anhang). Deshalb sollte die Lamelle Idealerweise 1,5-mal so lang wie die Bündeldicke 115 sein, damit die Lamelle 128 im geschlossenen Zustand sowohl die Bündeldicke 115 als auch beide Beschleunigungsspalte 133 okkludiert (vgl. 19(a) – (c)).
Wird eine Lamelle 128 verwendet, die breiter als die Bündeldicke 115 ist, ermöglicht dies den Stoppern 143 die Bereitstellung eines einfachen Verlangsamungsmechanismus für die Lamelle. Wird die Lamelle 128 von ihrem ersten offenen Zustand (19(a)) zum geschlossenen Zustand (19(b)) bewegt, so kann die Lamelle 128 beim Aufprall auf den Stoppschaft 148b von dem Stoppschaft 148b vorübergehend zurückfedern. Der Kolbendruck wird aufrechterhalten, um die "Lamellenrückfederung" auf Positionen einzuschränken, in denen die aufprallende Lamellenkante 129 innerhalb des zugeordneten Lamellenspalts 133b verbleibt. Somit ist die Verlangsamung der Lamelle auf akzeptable Positionen der Lamelle 128 eingeschränkt.
Vorzugsweise verwendet diese zweite Kompensatorausführungsform 110 die zuvor in Zusammenhang mit 5 erörterte Strahlentherapie-Hardware und setzt die zuvor in Zusammenhang mit den 10 und 11 erörterte Therapieplanungs-Software ein.
Die obige Beschreibung bezog sich auf eine bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Für Fachleute auf dem Gebiet der Erfindung ist es wohl offensichtlich, dass zahlreiche Modifikationen vorgenommen werden können, ohne vom Geist oder vom Schutzumfang der Erfindung abzuweichen. Beispielsweise könnte das Bildrekonstruktionsgerät 60 ein gewünschtes tomographisches Fluenzbild zum Vergleich mit dem tomographischen Absorptionsbild erzeugen, um ein tomographisches Bestrahlungsfehlerbild zu generieren. Das Fehlerbild könnte dann zur Wiederholung des Spiralbestrahlungsvorgangs zur Korrektur von unzulänglicher Bestrahlung herangezogen werden. Es versteht sich, dass das Verfahren zur Strahlentherapieplanung nicht auf eine bestimmte Strahlungsquelle eingeschränkt ist, sondern mit jedweder Strahlungsquelle eingesetzt werden kann, die in getrennt abgeschwächte Strahlen unterteilt werden kann. Zudem muss ein Computertomographiesystem nicht notwendigerweise in die Strahlentherapiegeräte eingebaut sein, sondern ein getrenntes derartiges System kann eingesetzt werden. Bei den Beziehungen zwischen Terma-Werten und Fluenzwerten kann eine konstante Dichte des Patienten angenommen werden, um die Notwendigkeit eines präzisen tomographischen Scans der bestrahlten Region auszuräumen.
Ebenfalls sollte es sich verstehen, dass die Druckluftzylinder 139 in der zweiten Ausführungsform so konstruiert sein könnten, um die Lamellen 128 und 134 zu verlangsamen und den Effekt der "Lamellenrückfederung" und der Lamellenabnutzung durch die Zusammenstöße mit dem Schaft bei der Hin- und Herbewegung zwischen Stellungen einzudämmen. Erneut mit Bezug auf die 19(a) – (c) könnte, wenn die Lamelle 128 vom ersten offenen Zustand (19(a)) zum geschlossenen Zustand (19(b)) bewegt wird, der entsprechende Druckluftzylinder 139, sobald die vorangehende Kante 129 die Bündeldicke durchtreten hat, einen Bremsimpuls erzeugen, der die Lamelle 128 verlangsamt, bevor die vorangehende Kante 129 auf den Stoppschaft 148b auftrifft. Ähnliche Verlangsamungsimpulse könnten am Ende einer jeden Lamellenbewegung eingesetzt werden, um die Abnutzung der Lamelle und des Stoppschafts einzuschränken. Um die verschiedenen Ausführungsformen, die gegebenenfalls in den Schutzumfang der Erfindung fallen, öffentlich darzulegen, werden die folgenden Ansprüche formuliert:
Anhang
Die Beschleunigung und der optimale Beschleunigungsspalt
Bei der Behandlungsplanung wird von einer Anzahl an diskreten Strahlenbündel mit jeweils definierter Intensität bei einem bestimmten Gantry-Winkel ausgegangen. Tatsächlich aber wird die Strahlenbehandlung kontinuierlich mit einer konstanten Drehung des Gantry durchgeführt. Damit der Lamellenkollimator eine Bestrahlung erzeugen kann, die annähernd die eines Satzes diskreter Strahlenbündel ist, muss die Lamellenzyklusdauer im Vergleich zu der von der Gantry benötigten Zeit, sich zwischen den Winkeln der theoretischen diskreten Bündel zu bewegen, gering sein. Die Zelt für die Gantry-Bewegung t_beam ist gegeben durch:
worin T die gesamte Behandlungszeit mit eingeschaltetem Bündel ist, ΔZ die Scheibendicke am Isozentrum ist, L die Länge des Felds (was die Summe zahlreicher Scheiben ist) ist und B die Anzahl der diskreten Gantry-Winkel für eine volle Umdrehung ist (dies entspricht der Anzahl an Projektionswinkeln bei der CT-Datenerfassung).
Die Mindestintensität des Strahlenbündels, die abgegeben werden kann (abgesehen von der mit der Lamelle im geschlossenen Zustand während der gesamten Zeit t_beam), hängt von der Mindestumschaltzeit fit, also der zur Öffnung und sofortigen Schließung des Felds benötigten Zeit, ab. Um am schnellsten umzuschalten, sollte die Schließungszeit der Öffnungszeit entsprechen. Ist die Geschwindigkeit der Bewegung des Kollimators konstant, kann mehr Gleichmäßigkeit im Feld erzielt werden, wie in 21(c) dargestellt ist. Die mittlere Intensität des Bündels während des Umschaltens liegt bei der halben Intensität des offenen Bündels. Konstante Geschwindigkeit bedeutet, dass der Kollimator auf die notwendige Geschwindigkeit beschleunigt werden muss, bevor das Feld zur Bestrahlung offen liegt.
Die Mindestumschaltzeit besteht aus drei Komponenten:

1. Die Zeit, die zur Beschleunigung auf die Geschwindigkeit notwendig ist.
2. Die Zeit, die der Kollimator zum vollständigen Durchkreuzen des Felds benötigt.
3. Die Zeit zur Verlangsamung auf Nullgeschwindigkeit.

Bei einer konstanten Beschleunigungsgröße entspricht die Verlangsamungszeit der Beschleunigungszeit.
Die Mindestintensität ist durch die folgende Gleichung gegeben:
worin
die Fluenzrate ist, wenn der Kollimator offen ist, t_cross die Zeit ist, die der Kollimator zum Durchkreuzen des offenen Felds benötigt, und t_accel die Zeit ist, die der Kollimator zum Beschleunigen auf eine konstante Geschwindigkeit (oder zur Verlangsamung bis zum Stillstand) benötigt. Für eine konstante Geschwindigkeit ν beim Durchkreuzen und eine Beschleunigung a werden die Zeiten t_cross und t_accel durch einfache kinematische Verhältnisse beschrieben. Aus der Gleichung (2) wird:
worin Δz die physische Distanz der Kollimatorbacken ist. Dies kann als auf das Isozentrum projizierte Scheibendicke ΔZ ausgedrückt werden.
worin SCD der Abstand zwischen Quelle und Kollimator ist und SAD der Abstand zwischen Quelle und Achse ist. Wird die Gleichung (3) in Bezug auf die Geschwindigkeit differenziert, ist es möglich, die optimale Geschwindigkeit ν_opt zu berechnen:
Wird die optimale Geschwindigkeit ν_opt substituiert, so ist die Mindestintensität Φ_min gegeben durch:
Die an einer diskreten Bündelposition verabreichte maximale Fluenz ist wie folgt das Produkt aus Fluenzrate
und Zeit pro Bündel t_beam:
Das Verhältnis von Mindestfluenz zu maximaler Fluenz ist das Verhältnis aus Gleichung 6 zu 7:
die optimale Umschaltzeit t_opt ist durch Folgendes gegeben:
Wird ν_opt substituiert, so ergibt sich Folgendes:
Zu beachten ist, dass die optimale Umschaltzeit die Zeit ist, die zum vollständigen Öffnen des Felds mit konstanter Geschwindigkeit, zum Verlangsamen mit einer konstanter Beschleunigung bis zum Stillstand und zum sofortigen Umkehren des Vorgangs zum Schließen des Felds benötigt wird, sodass eine Mindestmenge an Fluenz während dieses Ablaufs emittiert wird.
Die optimale Distanz, entlang der die konstante Beschleunigung stattfindet, bevor der Kollimator das Strahlenbündel durchkreuzt, ist gegeben durch:
Deshalb sollte mit Bezug auf die 4(a) – (c) der Beschleunigungsspalt 133 (Z'_opt) auf beiden Seiten der Fächerbündeldicke 115 ein Viertel der Dicke des Fächerbündels 115 betragen. Es wird festgehalten, dass die optimale Distanz (Z'_opt) nicht von der Beschleunigung abhängig ist.

Claims

Strahlentherapiegerät (10, 110), das Folgendes aufweist: eine Strahlungsquelle (12, 112) zum Erzeugen eines Strahlungsbündels (14, 114), das in einem Gantry-Winkel (θ) auf einen Patienten gerichtet ist, wobei das Strahlenbündel eine Vielzahl von benachbarten Strahlen (28, 138) beinhaltet; eine Vielzahl von strahlungsabschwächenden Lamellen (30, 128, 134); und dadurch gekennzeichnet, dass das Gerät weiters Folgendes umfasst: eine Trägerstruktur (24, 124), die im Allgemeinen zwischen der Strahlungsquelle (12, 121) und dem Patienten (117) angeordnet ist, um die Lamellen zwischen einem geschlossenen Zustand innerhalb des Strahlenbündels, in dem jede Lamelle somit einen Strahl des Bündels okkludiert, und zumindest einem offenen Zustand außerhalb des Strahlenbündels zu bewegen, um den ungehinderten Durchtritt des Strahls zu ermöglichen; ein Antriebsmittel (32, 35, 139), um auf jede Lamelle unabhängig eine Kraft auszuüben, damit jede Lamelle zwischen dem offenen und dem geschlossenen Zustand bewegt wird; und einen Kompensator (52), der mit dem Antriebsmittel kommuniziert, um das gewünschte Verhältnis zwischen dem Zeitraum, während dem jede Lamelle in geschlossenem Zustand ist, und dem Zeitraum, während dem jede Lamelle in offenem Zustand ist, zu steuern, um dadurch die mittlere Fluenz jedes Strahls des Bündels zu steuern; einen Positionssensor (15, 21, 51) zum Bestimmen, wann jede Lamelle (30, 128, 134) in einem offenen Zustand ist und wann im geschlossenen, und zum Ausbilden eines tatsächlichen Verhältnisses des Zeitraums, in dem die Lamelle in einem offenen Zustand ist, zum Zeitraum, in dem jede Lamelle in geschlossenem Zustand ist; und einen Fehlerdetektor (51) zum Erzeugen eines Fehlersignals, indem das tatsächliche Verhältnis mit dem gewünschten Verhältnis verglichen wird.
Strahlentherapiegerät nach Anspruch 1, worin die Trägerstruktur die Lamellen führt, zwischen: einem geschlossenen, mittig innerhalb des Strahlenbündels angeordneten Zustand, sodass die Lamelle einen Strahl des Bündels okkludiert; einem ersten offenen Zustand, in dem die Lamelle auf eine erste Seite des einen Strahls außerhalb des Strahlenbündels verschoben wird; und einem zweiten offenen Zustand, in dem die Lamelle auf eine zweite Seite des einen Strahls außerhalb des Strahlenbündels verschoben wird; und worin das Antriebsmittel (32, 35, 139) jede Lamelle abwechselnd zwischen dem ersten offenen und dem geschlossenen Zustand und zwischen dem geschlossenen und dem zweiten offenen Zustand hin- und herbewegt.
Strahlentherapiegerät nach Anspruch 2, worin die Lamelle im ersten und im zweiten offenen Zustand vom Strahlenbündel (14, 114) um einen vorbestimmten Beschleunigungsabstand beabstandet ist.
Strahlentherapiegerät nach Anspruch 3, worin der Beschleunigungsabstand einem ¼ einer Strahlendicke, gemessen entlang des Bewegungswegs der Lamelle, entspricht.
Strahlentherapiegerät nach Anspruch 4, worin eine entlang dem Bewegungsweg der Lamelle gemessene Lamellenbreite 1½ mal so lang wie die Strahlendicke ist.
Strahlentherapiegerät nach Anspruch 5, worin die Vielzahl von strahlungsabschwächenden Lamellen (128, 134) eine erste Vielzahl von strahlungsabschwächenden Lamellen (128) und eine zweite Vielzahl von strahlungsabschwächenden Lamellen (134) beinhaltet und worin die Trägerstruktur (124) eine erste Trägerstruktur (126) zum Führen der ersten Vielzahl von Lamellen (128) zwischen einem geschlossenen Zustand, in dem jede Lamelle somit jeden zweiten Strahl des Bündels okkludiert, und einem offenen Zustand außerhalb des Strahlenbündels, sowie eine zweite Trägerstruktur (135) zum Führen der zweiten Vielzahl von Lamellen (134) zwischen einem geschlossenen Zustand, in dem jede Lamelle dadurch die Strahlen des Bündels, die nicht durch die erste Vielzahl von Lamellen okkludiert werden, okkludiert, wenn sich Letztere im geschlossenen Zustand befinden, und einem offenen Zustand außerhalb des Strahlenbündels beinhaltet, in dem die erste Vielzahl von Lamellen (128) im geschlossenen Zustand näher bei der Strahlungsquelle angeordnet ist, als die zweite Vielzahl von Lamellen (134) im geschlossenen Zustand.
Strahlentherapiegerät nach Anspruch 1, das weiters eine Vielzahl von Vorspannmitteln (39) beinhaltet, die jede Lamelle ohne Kraft vom Antriebsmittel im geschlossenen Zustand halten.