WO2011064004A1 - Verfahren und vorrichtung zur steuerung der dosisapplikation bei der bestrahlung - Google Patents

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raster
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grid
dose
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Christoph Bert
Robert LÜCHTENBORG
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Gsi Helmholtzzentrum Für Schwerionenforschung Gmbh
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    • A61N5/1065—Beam adjustment
    • A61N5/1067—Beam adjustment in real time, i.e. during treatment

Definitions

  • the invention relates to a method for controlling the dose application in the irradiation of a movable target volume in a body with an energetic
  • Beam in particular with a needle-fine ion beam with which the target volume is scanned, and a corresponding irradiation device.
  • the aim of the treatment is to achieve a high local tumor dose with minimal exposure to the surrounding normal tissue.
  • the energy or dose dependency of the radiation is adapted as conformably as possible to the tumor.
  • good therapy results have been achieved with irradiation by ions instead of photons, since the energy or dose deposition as a function of the penetration depth has a sharp maximum (so-called Bragg peak).
  • One known method is passive beam application, in which the beam is shaped by a specially adapted collimator.
  • the beam is switched off between the raster positions.
  • the beam is switched off between the raster positions.
  • RBW Efficacy against photons in the inactivation of cells. Due to their dependence on the dose level, the tissue type and especially the particle type and energy, the RBW in the deep-seated tumor area is usually higher than in the entrance canal and thus leads to a
  • the trunk area of the body is subject to greater movement, for example due to the breathing of the patient, in which the entire thorax and parts of the abdomen move and deform, possibly even through the heartbeat of the patient.
  • the challenge is that this movement may adversely affect the homogeneity of the energy deposition.
  • Experiments with phantoms have shown that when a scanned beam is applied, over- and under-dosing in the target volume can occur, so that simply extending the target volume by the amount of motion used in passive beam delivery does not provide optimal treatment.
  • Motion-compensated raster scan ion beam application known in principle in the field of particle beam tumor therapy.
  • the active beam tracking may apply, despite beam tracking, the path of the particle beam in the tissue change, e.g. if the tumor movement is not due to a pure translation
  • the invention seeks in particular to solve these problems.
  • the object of the invention is therefore to provide a method and a device for dose application which improve the quality of the irradiation of a moving target volume, in particular despite
  • a moving target volume in a body is irradiated with an energetic beam by a scanning method.
  • the body may be a living human or animal body irradiated as part of a tumor treatment, but may also be a model (animal model, cell culture, other phantom) for validating a patient's irradiation or other non-living body.
  • the beam is a particle beam, preferably an ion beam, eg a high-energy carbon ion beam.
  • the present invention relates to the control of
  • Irradiation device e.g. from the point of view of the quality and precision of the beam application, but also the required computing power despite movement of the target volume.
  • a scanning method is used in which the target volume is subdivided into a plurality of raster positions in three dimensions and these
  • the term irradiation of the i-th raster position means the position in which the Bragg maximum is set, i. the one
  • Control device for the accelerator system controls the Ion beam so in the scan method such that the individual grid positions with the ion beam with
  • the present invention is particularly suitable for the raster scan method and spot scan method explained in more detail in the introduction.
  • a time-resolved three-dimensional imaging diagnostic system e.g. a time-resolved three-dimensional computer tomograph (so-called 4D-CT)
  • 4D-CT time-resolved three-dimensional computer tomograph
  • 4D-MRT Magnetic resonance tomography
  • 4D-PET time-resolved three-dimensional positron eiranission tomograph
  • Structure of the body to be irradiated and in particular the target volume e.g. Tumors under the influence of the movement of the body, e.g. recorded due to respiration.
  • Reference phase of 4D-CT (which is 3-dimensional) and the segmented volumes (tumor and risk organ, so-called organ at risk, OAR) from the (4D) MR or contrast-enhanced CT or 4D-CT is that
  • Irradiation planning device which is a computer comprises, the so-called treatment plan created, as is known in the art. For this, one or more is resolved after the movement phases
  • Data tuple created which includes at least four elements, namely x-position, y-position, particle energy and contains particle fluence. Due to the large number of raster positions and the complexity of the problem, the creation can take a relatively long time, so that the
  • Treatment plan is typically complete and possibly hours or days before the irradiation created and stored. In the previously known methods, the patient was then usually with the values from the before
  • time intervals in which the transformation of the parameters is determined in the reference movement phase and stored in the form of position adaptation parameters.
  • the time intervals here can be identical to the intervals defined by the (M-1) movement phases. It is also possible additional
  • the registry then optimizes a transformation to e.g. from exhalation to inhalation.
  • the preparation of the treatment plan is first recorded in advance of the irradiation, the data from the data tuples corresponding to a reference data set in which the particle fluence of the treatment plan is a nominal one
  • Irradiation of the grid positions i each have a reference data set with the position data of the respective
  • the movement of the body is continuously detected during the irradiation in order to determine which movement phase is present at each time of the irradiation. From this, the actual movement of the raster positions can be determined continuously and 3-dimensionally during the irradiation on the basis of the position adaptation parameters obtained, for example, from the 4D-CT or 4D-MRT scan.
  • the invention comprises a computing device, which is set up to read out the data sets of the irradiation plan stored before the irradiation during the irradiation and to change them in real time, in order to produce them immediately then irradiate with the changed values, in particular a changed particle fluence.
  • an irradiation plan includes N
  • Raster positions where the number N can be a few thousand to several tens of thousands or even more. As will be explained in more detail below, is
  • the irradiation takes one
  • Raster position typically only a few milliseconds. It can therefore be seen that a lot of computing power is required due to the dimensionality of the data. il) The computing device determines in real time during the irradiation run using the
  • Dose contributions includes, that dose which is the ith raster position in the irradiation of the previous
  • Rasterposition calculates an altered data tuple with compensated particle fluence F ⁇ omp for the ith grid position.
  • the computation of the compensation value for the i-th raster position is performed during the irradiation of the ⁇ -1 raster position.
  • Dose changes (difference between actual and reference dose) will be the compensation value for irradiation of the i-th Raster position during the irradiation of the ⁇ -1 th
  • the computing means calculates the compensation value for the ith raster position as a relative one
  • Compensation factor is determined before irradiation of the ith raster position in a subsystem of the
  • Compensation value for the ⁇ th raster position is loaded from the memory of the particle fluence control subsystem and in real time with the nominal fluence for the i-th specified in the irradiation plan
  • the compensation value thereby becomes independent of daily variable calibration factors which result, for example, from dosimetry.
  • the subsystem controls to control the
  • Particle fluence SKT the applied fluence for all grid positions and the computing device stores the compensation value for the i-th grid position during the Irradiation of the ⁇ -1 raster position in the memory of the particle fluence subsystem SKT such that the compensation value for the ith raster position is loaded from the memory by the particle fluence subsystem immediately before the derth raster position is irradiated can.
  • the subsystem SKT then turns in
  • the beam intensity could be changed or a pause for pause, at least until the
  • Compensation value for the ith raster position is stored to prevent the ⁇ th raster position from being irradiated with an incorrect particle fluence.
  • the dose changes for the
  • Raster position is to calculate and calculate the dose changes for the grid positions of the following Isoenergiesayer in a jet break (so-called Spillpause) between the irradiation of Isoenergiesayer.
  • Irradiation of the i-th grid position either skipped or irradiated with a minimum dose set in advance of the irradiation.
  • the latter may be advantageous to continue to control the beam position.
  • the minimum dose should preferably be greater than or equal to 1% of
  • Reference dose but preferably less than or equal to 30% of the reference dose.
  • Raster positions are matched to each other, so that the time to calculate the compensation value for
  • the computing device calculates the start of the next jet packet (spills) synchronized with an optimal movement phase. For this purpose, the computing device calculates the
  • Synchronization e.g. based on the following
  • the quality index Q preferably contains at least one of the following evaluation criteria or an optionally
  • Irradiation period of the grid points is as similar as possible, so that this also applies to the available computation time.
  • Particle fluences of the particle fluences of the reference doses are as small as possible. This may allow
  • Movement phases last considerably longer than the time for the irradiation of a grid position. Therefore, if the start of irradiation with the next beam pack (spill) were to be delayed too much, this may be another weighting factor for the quality index.
  • the present invention can be combined with the active tracking of the beam to the movement (tracking), but it is also a less expensive alternative.
  • a preferred application of the invention is to operate laterally active beam tracking, but not longitudinally. That the raster position-dependent compensating values are determined by the movement phase determined by the measurement of a movement surrogate and the parameters determined in the irradiation planning.
  • Irradiated reference dose In this method can at the calculation of the compensation factor for the i-th
  • the actual dose distribution can be better matched to the target dose distribution.
  • the actual dose distribution can be better matched to the target dose distribution.
  • Radiation can be determined by, for example, a misdosage tolerance of 0.1% or 1% or 10% of the per
  • Show it 1 shows a representation of the relative dose as a function of the penetration depth for different types of jet and beam energies
  • Fig. 2 is a schematic representation of a
  • Fig. 3 is a schematic representation of an arrangement for
  • FIG. 4 shows a schematic representation of a device for three-dimensional active beam tracking
  • FIG. 5 shows a representation of a patient to be irradiated at the irradiation site
  • 6a is a schematic representation of the irradiation of a beam position with a needle-fine ion beam
  • Fig. 6b is a schematic representation of the irradiation
  • Fig. 6c is a schematic representation of the irradiation
  • Fig. 7 is a schematic representation of
  • Fig. 1 the depth dose distribution for various types of jet is shown.
  • ions at the end of the beam range show a pronounced maximum dose, which is referred to as Bragg peak or Bragg maximum. This maximum can be shifted by energy variation in depth. It can be seen that the maximum Bragg for carbon ions (curves 14 and 16) is sharper than for protons (curve 18).
  • FIG. 2 shows a schematic overview of the structure of an exemplary irradiation device 20 for
  • Irradiation device comprises an accelerator system 21, in this example with two particle or ion sources 22a, 22b, which produce different types of ions and their low-energy intermediate ion beam 23 is injected via a switching magnet 24 in a linear pre-accelerator 25.
  • the intermediate ion beam 23 is pre-accelerated with the linear pre-accelerator 25 and fed into a circular accelerator 26, e.g. injected a synchrotron.
  • Dielectric Wall Accelerator or a laser-based accelerator may be used, and some accelerators are even directly installable in the irradiation room, e.g., on a gantry, so there is no separate beam path
  • the circular accelerator 26 accelerates the ions
  • Ion beam or treatment beam 27 is then out the circle accelerator 26 extracted and over
  • Treatment beam 27 in the range of about 80 to 500 MeV / u.
  • the target volume 32 is irradiated in the body 30 substantially in the direction in which the ion beam 27 enters the
  • Irradiation chamber 29a, 29b enters and the right
  • Irradiation chamber 29c has a so-called rotatable
  • the body 30 is e.g. a patient and the target volume 32 as part of a
  • Tumor treatment to be irradiated tumor can also be a phantom for validating a
  • Tumor irradiation and the target volume e.g. one
  • Fig. 3 shows a time-resolved and three-dimensional imaging scanner 42, e.g. a so-called 4D-CT or a so-called 4D-MRT with motion sensors and
  • the tomograph takes the 3-dimensional movement of the target volume 32, e.g. of the tumor under the
  • the computer 44 uses the target total dose deposition in advance of the irradiation to generate a static irradiation plan 46 which contains the position and nominal fluence data for each grid position to be irradiated.
  • the computer 44 also creates a static irradiation plan 46 which contains the position and nominal fluence data for each grid position to be irradiated.
  • ⁇ stands. for the
  • Deviation of the lateral x position of the ' raster position ' in the movement phase m from the x position of the raster position i in the reference phase m ref. Accordingly, Ay ⁇ defines the deviation in the other lateral direction, namely y-direction. ⁇ ⁇ defines the deviation of the ion energy to the Bragg maximum from the reference position of the
  • the accelerator system 21 provides the treatment beam 27, which is laterally scanned with two pairs of magnetic scanners 52, 54 over the target volume 32.
  • Target volume is divided into a plurality of
  • Isoenergy layers here 318-324, which are scanned one after the other. In general, it is useful to scan from the distal towards the proximal isoenergy layers, i. to start with the highest energy.
  • Fig. 4 is in a Momentauf imme the
  • Isoenergy layer 322 scanned laterally. If the target volume 32 moves as symbolized by the arrows 33, the beam position becomes known when the movement is known currently irradiated grid position i laterally by means of the scanner magnets 52, 54 and longitudinally by means of a
  • Dual wedge system 56 actively tracked the movement of the target volume 32 in order to hit the intended grid position i despite movement of the target volume 32.
  • the actual position of the currently irradiated raster position i is determined by means of a movement detection device 58, which detects the movement of the body 30 and by means of the im
  • Fig. 5 shows a patient 34 on a patient couch 36 e.g. in the irradiation chamber 29a. Instead of the living patient 34, another body 30, e.g. a phantom to be irradiated.
  • Raster position i are irradiated. This means that the beam is directed laterally (x, y) to the raster position i and the energy ( ⁇ ) of the particles is set such that the Bragg maximum lies in the isoenergy layer 322 in which the instantaneous raster position i lies.
  • Fig. 6a shows the irradiation of a resting target volume 32. Based on the dose position 19 as a function of
  • Target volumes 32 are already taken into account in the ("static") reference irradiation plan 46.
  • the irradiation plan 46 created in advance of the irradiation namely contains a table in which it is determined which
  • Particle number is provided for each grid position to achieve a predefined dose deposition for each grid position.
  • This irradiation plan 46 already takes into account the dose position which receives a grid position i during the irradiation of all other grid positions k, e.g. through the plateau 19b before the Bragg maximum 19a, but on the condition of a dormant
  • irradiating grid position i shifts upward and the target volume also tilts, resulting in two adverse effects, namely, firstly, the Bragg maximum no longer hits the actually to be irradiated
  • the beam path through the target volume 32 changes, e.g. by tilting the target volume.
  • the target volume 32 may also deform, which also changes the beam path.
  • Target volume according to Fig. 6a, so that the dose position e.g. of the plateau region 19b takes place in other raster positions k than at a resting target volume, although the beam is actively tracked the movement of the target volume 32.
  • This misposition can be achieved by active
  • the treatment plan consists of N grid positions and contains M movement phases. Referring to the illustration shown in FIG.
  • Irradiation of raster position i in motion phase m is deposited at raster position k, pre-calculated in advance of the irradiation and denoted by Dj ⁇ . This is
  • irradiation is usually from distal to proximal to allow proximal
  • Raster position i which is calculated in real time during the irradiation by summation of the individual contributions of all previously irradiated grid positions to grid position i:
  • AD 1 thus relates to the dose change at the grid position i, which can be used as a compensation value.
  • Raster position i should get normalized.
  • the index "ref” stands for the reference phase m - ref instantaneous position of each grid position in each
  • Movement phase m is due to the
  • Positionsadaptionstabelle which was determined before the irradiation (offline) in the irradiation planning calculable.
  • SKT 72 communication memory which is accessible from both the SKT 72 and other subsystems 71, 73, 74, 75 during ongoing irradiation.
  • accelerator systems can also others
  • Communication protocols and devices are used, which are capable of real-time communication.
  • the particle fluence compensated for the accumulated dose change is then calculated used.
  • the compensated particle fluence thus accurately reflects the dose contribution that is still required so that the raster position i + 1 at least receives the reference dose provided in the irradiation planning, despite movement and despite changing the beam path.
  • the compensation factor in formula (1) reflects that the irradiation of the grid position i does not coincide with the
  • Position 1 It will be a time-resolved tomography
  • 4D diagnostics for example 4D-CT
  • Position 2 It is in the run-up to the irradiation the
  • Irradiation planning taking into account the movement phases m (so-called 4D radiation planning) based on the data of time-resolved tomography as follows
  • Position 2a There will be data tuples (Xj,,, Tj) for each
  • Particle number of the ith raster position are. It can be seen that particle number and fluence are exchangeable quantities.
  • the definition is for a or J
  • Raster positions performed in advance of the irradiation and the result is generally referred to as irradiation plan.
  • Position 2b For every raster position i and for every movement phase m (Axj, A ⁇ , AEj)
  • Movement phases m - 1 ... M defined. The following steps are carried out:
  • Radiotherapy calculation and optimization of biologically effective dose.
  • Transformation parameters and 4D-CT phases to determine adaptation parameters dx, dy, dE for all halftone dots and all phases; Determination of the dose contributions of grid point i
  • Item 3a Calculation based on
  • Position 3d Calculation based on the
  • Movement detection device detected
  • Radiation plan specified nominal fluency is irradiated.
  • the compensation value depends on the dose actually applied with movement in the specific grid position and is thus dependent on the position of the raster and dependent on the movement.
  • the invention also solves the control of temporal
  • Irradiating a raster position i ensures that the compensation value for the following raster position i + 1 is passed to the SKT before the SKT applies the compensation value.
  • FIG. 7 shows an exemplary implementation of the
  • the ion beam 27 generated by the accelerator system 21 is directed to the target volume 32, which is subdivided here into isoenergy layers 320 to 324 and moves during the irradiation intrafrtressell, as indicated by the arrows 33.
  • the beam 27 is lateral, d. H. in the x and y directions by means of the scanner magnet pairs 52, 54 over the target volume 32, in the illustration momentarily via the isoenergy layer 322
  • the actual beam position is monitored via at least one, in this example two multi-wire chambers 62 and the position information is transmitted to the lateral beam position monitoring subsystem LSP 73. If the lateral position of the beam 27 does not exactly match the position according to the treatment plan 46, the LSP 73 will cause an interlock.
  • the sub-system for controlling the scanner magnets SSM 71 controls the scanner magnets and thus the lateral ones
  • the particle fluence controlling subsystem SKT 72 controls the actually deposited particle number or fluence and decides with the aid of ionization chambers 64, which may be of three redundant design, based on the treatment plan 46 and on the basis of the
  • Raster position i + 1 can be switched.
  • Control command to continue switching is communicated by the module SKT 72, inter alia, to the module SSM 71, which then controls the scanner magnets accordingly.
  • the module SKT 72 also communicates the end of a
  • the subsystem for controlling the accelerator system KMB 74 communicates with the controller 82 for the
  • Accelerator system 21 About this communication requires the therapy control system 70 z. B. the next beam package (spill) with the currently required parameters
  • Particle energy for the current isoenergy layer Beam focus and beam intensity.
  • Therapy control system 70 includes here in addition to the
  • Subsystems 71 to 74 yet another subsystem DOK 75 for documentation, and the treatment plan 46 and a computing device 84th
  • the movement detection device 58 detects the movement of the body 30 and transmits it to the calculation device 84 for calculating the compensation value.
  • Calculator 84 calculates now in real time during the irradiation of the current grid position i the
  • the dose compensation parameter Dj ⁇ receives the
  • Calculator 84 transfers in real time per raster osition l the motion-dependent compensation value
  • Module SKT 72 calculates the compensated fluence in real time based on the nominal fluence from radiation plan 46 and the compensation value from arithmetic logic device 84 and communicates with module SSM 71 for corresponding control of beam 27 to the next halftone position i + 1 when the compensated particle fluence has been deposited.
  • the dose compensation according to the invention with three-dimensional active Beam tracer is combined so that the calculator 84 controls the module SSM 71 and this then the scanner magnets 52 and 54, are provided in the Ax and ⁇ y values for tracking the beam in the lateral direction. Further, the computing device 84 controls the
  • Double wedge system 56 over which the longitudinal
  • the therapy control system 70 in the present example includes a VME-BUS system 76 so that the modules 71-75 can communicate with each other via the VME-BUS.
  • the invention can be developed as follows: a) During the irradiation of a raster position i, the dose changes do not become all the following
  • This method is suitable e.g. for accelerator systems with active
  • Accelerator system with a synchrotron in which the beam energy, which is to be irradiated
  • Isoenergy stands defined is actively changed at the synchrotron. This is accompanied by the generation of a new beam package (spill), so that in any case between the irradiation of the isoenergy layers
  • accelerator systems e.g. with a cyclotron, define the beam energy with absorber plates
  • This jet break can also be used to make the dose change contributions to the remaining grid positions in the other
  • Postponing the calculation of the dose change contributions of the remaining grid positions to the others Isoenergy layers of the treatment plan shortens during the time-critical phase of the successive irradiation of the grid positions within an isoenergy layer, the computing time and thus reduces the probability that the necessary
  • Beam positions are delayed by beam interruption until the calculations are completed, if the time is still insufficient to calculate the dose change contributions of all subsequent ones
  • Memory space is reserved for the compensation value. Then the compensation value will not be at the same location in memory for each raster position
  • the Storage array created in a communication memory of the SKT 72.
  • Raster position i is greater than or equal to the target dose of the grid position i, this corresponds to a ref
  • the grid position i already has at least a sufficient dose in the irradiation of the previous one
  • Raster positions k ⁇ i received In this case, this grid position i can be skipped if this is technically possible. This is done e.g. by a short beam interruption, continuation of the
  • Treatment plan despite error messages at location measurement or the like. Alternatively, at least a predefined minimum dose is nevertheless applied.
  • Minimum dose can be selected before irradiation and is eg 1%, 5% or 30% of D n .
  • Raster position i + 1 applied dose therefore strong is reduced, this in turn leads to a
  • Interrupting the irradiation e.g. by so-called “knockout extraction” is available, in the case where more computing time is required in the irradiation of a raster position, the beam, and thus the irradiation, can be interrupted.
  • the inventive method can for various reasons
  • the irradiation according to the treatment plan comprises only one irradiation run, i. all grid positions are scanned only once.
  • this is from distal to proximal
  • Compensation values of an irradiation run j active also the dose changes of the previous one
  • Radiation passes.
  • the compensation value for the i-th grid position in the j 'th irradiation cycle in dependence of the dose changes of the i-th grid position in the irradiation of all grid positions at the
  • fractions of the total planned dose per treatment session may also be used.
  • the inventive method may further with
  • Active motion compensation is understood as the active tracking of the beam to the movement of the target volume (tracking). In question, for example, the combination with the following: 3.a) No active motion compensation.
  • the inventive method may optionally be the active
  • Rasterposition the main part of the dose is deposited.
  • the compensated dose change of this grid position is then applied.
  • the variant 3.c. is clinically relevant because it dispenses with the technically complex energy compensation and dose changes occurring nevertheless with a combination of laterally active
  • an active tracking of the beam to the lateral movement of the target volume in both lateral dimensions x, y and active tracking of the beam energy to the longitudinal movement e.g. with an active
  • the inventive method causes an additional improvement of the irradiation in a moving
  • Motion compensation can be combined with each other. 3. e)
  • the method according to the invention can be used with gating
  • Movement phase are irradiated at the beginning of the next jet package (spills), taking into account occurring dose changes, the compensated particle fluence of
  • Movement cycles due to motion variations can not be accurately predicted, but it can be a
  • Movement phases m be performed. It can be
  • the order of irradiation of the grid positions can be selected according to their fluence. This is e.g. possible with knockout extraction.
  • Raster positions are as similar as possible.
  • Irradiation planning is as low as possible.
  • the beam intensity is set in dependence on the grid position in response to the fluence.
  • low-intensity low-fluence halftone positions and higher-fluence halftone positions are irradiated at higher intensities. This leads to a
  • Alignment of the irradiation times of the grid positions whereby the duration of the irradiation can be reduced.
  • the alignment of the irradiation times of the raster positions can ensure that the irradiation of all raster positions takes long enough to produce a correct
  • Beam tracking can be omitted. It will be apparent to those skilled in the art that the above-described embodiments are to be understood by way of example, and that the invention is not limited to them, but that they can be varied in many ways without departing from the invention. Furthermore, it will be understood that the features, independently as they are disclosed in the specification, claims, figures, or otherwise, also individually define essential components of the invention, even if described together with other features.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Steuerung der Dosisapplikation bei der Bestrahlung eines beweglichen Zielvolumens in einem Körper mit einem energetischen Strahl, insbesondere mit einem nadelfeinen Ionenstrahl mit welchem das Zielvolumen abgerastert wird, sowie eine Bestrahlungsvorrichtung mit Bauelementen, welche das Verfahren implementieren. Es wird vor der Bestrahlung einer i-ten Rasterposition während des Bestrahlungsdurchlaufes unter Verwendung der Bewegungsdaten diejenige Dosis ermittelt, welche die i-te Rasterposition bei der Bestrahlung der vorherigen Rasterpositionen (1<=k<i) bereits erhalten hat. Nachfolgend wird in Abhängigkeit von der ermittelten Dosis, welche die i-te Rasterposition bei der Bestrahlung der vorherigen Rasterpositionen (1<=k<i) bereits erhalten hat, ein Kompensationswert für die i-te Rasterposition berechnet und in Abhängigkeit von dem Kompensationswert für die i-te Rasterposition und von der nominellen Teilchenfluenz für die i-te Rasterposition wird eine kompensierte Teilchenfluenz (F i komp) für die i-te Rasterposition berechnet, um die i-te Rasterposition mit der für die i-te Rasterposition ermittelten kompensierten Teilchenfluenz (F i komp) zu bestrahlen.

Description

Verfahren und Vorrichtung zur Steuerung der
Dosisapplikation bei der Bestrahlung
Beschreibung
Gebiet der Erfindung
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Steuerung der Dosisapplikation bei der Bestrahlung eines beweglichen Zielvolumens in einem Körper mit einem energetischen
Strahl, insbesondere mit einem nadelfeinen Ionenstrahl mit welchem das Zielvolumen abgerastert wird, sowie eine entsprechende Bestrahlungsvorrichtung .
Hintergrund der Erfindung
Bei der Behandlung von Tumoren im Allgemeinen kommen operative Resektionen, Strahlen- und Chemotherapie zum Einsatz oder eine Kombination aus diesen Verfahren. Bei der Strahlentherapie ist es das Ziel der Behandlung, eine hohe lokale Tumordosis bei möglichst minimaler Belastung des umliegenden Normalgewebes zu erzielen. Hierzu wird die Energie- bzw. Dosisdeposition der Strahlung möglichst konform an den Tumor angepasst. In letzter Zeit werden gute Therapieerfolge mit Bestrahlung durch Ionen statt Photonen erzielt, da die Energie- bzw. Dosisdeposition als Funktion der Eindringtiefe ein scharfes Maximum (sogenannter Bragg- Peak) aufweist. Ein bekanntes Verfahren ist die passive Strahlapplikation, bei welcher der Strahl durch einen speziell angepassten Kollimator geformt wird. Alternativ ist es jedoch sogar möglich, den Ionenstrahl präzise zu fokussieren und den Tumor mit einem nadelfeinen Strahl, einem sogenannten „Pencil-Beam" dreidimensional abzuscannen (Raster-Scan-Verfahren, Spot-Scan-Verfahren, Continous- Scan-Verfahren) . Beim Raster-Scan-Verfahren verbleibt der Strahl für eine definierte Zeit auf einer Rasterposition und bleibt beim Wechsel zur nächsten Rasterposition
angeschaltet. Beim Spot-Scan-Verfahren wird der Strahl im Gegensatz dazu zwischen den Rasterpositionen abgeschaltet. Beim Continous-Scan-Verfahren wird der Strahl, ohne
stationär auf den Rasterpositionen zu verweilen, stetig kontinuierlich über diese gefahren.
Neben Protonen werden derzeit auch andere Ionen,
insbesondere Kohlenstoff-Ionen verwendet. Teilweise werden auch Neon-Ionen verwendet. Der Einsatz dieser Ionen
zeichnet sich durch eine erhöhte relative biologische
Wirksamkeit (RBW) gegenüber Photonen bei der Inaktivierung von Zellen aus. Aufgrund ihrer Abhängigkeit vom Dosislevel, dem Gewebetyp und vor allem der Teilchensorte und -energie ist die RBW im tiefliegenden Tumorbereich in der Regel höher als im Eingangskanal und führt damit zu einem
zusätzlichen therapeutischen Nutzen.
In den letzten Jahren wurde ein großer klinischer Erfolg durch die Anmelderin in Zusammenarbeit mit der Universität Heidelberg, dem Deutschen Krebsforschungszentrum und dem Forschungszentrum Dresden/Rossendorf mit Bestrahlungen im Raster-Scan-Verfahren mit Kohlenstoffionen und dedizierter Bestrahlungsplanung erzielt. Vorteile dieses Verfahrens sind der weitgehende Verzicht auf Absorbermaterialien zur Vermeidung der Erzeugung von Sekundärteilchen und vor allem die gute Konformität der erzeugten Dosisverteilungen, im Vergleich zur passiven Strahlapplikation insbesondere proximal des Tumors . Anfangs wurden hauptsächlich Tumore im Schädelbasisbereich und entlang der Wirbelsäule behandelt, deren Bewegung man durch stereotaktische Fixierung auf ein vernachlässigbares Minimum reduzieren kann. Mit der geplanten breiteren klinischen Anwendung des Raster-Scan-Verfahrens in diversen Therapiezentren sollen jedoch auch andere Tumoren mit Ionenstrahlen, insbesondere Kohlenstoffionen-Strahlen im Raster-Scan-Verfahren bestrahlt werden. Tumoren im
Rumpfbereich des Körpers unterliegen jedoch einer stärkeren Bewegung, beispielsweise durch die Atmung des Patienten, bei der sich der gesamte Brustkorb und Teile des Abdomens bewegen und verformen, ggf. sogar durch den Herzschlag des Patienten. Bei der Behandlung bewegter Tumoren oder allgemein bewegter Zielvolumina mit einem Scan-Verfahren steht man vor der Herausforderung, dass sich diese Bewegung ungünstig auf die Homogenität der Energiedeposition auswirken kann. Experimente mit Phantomen haben gezeigt, dass bei der Applikation eines gescannten Strahls Über- und Unterdosierungen im Zielvolumen auftreten können, so dass eine einfache Erweiterung des Zielvolumens um das Ausmaß der Bewegung, wie sie bei passiver Strahlapplikation eingesetzt wird, keine optimale Behandlung gewährleistet.
Um den Einfluss der Bewegung bei gescannter
Strahlapplikation zu korrigieren, werden derzeit entweder die oft fraktionierte Bestrahlung unter Verwendung von Sicherheitssäumen, Mehrfachbestrahlung (sogenanntes „Rescanning" ) , in Abhängigkeit der Bewegungsphase
unterbrochene Bestrahlung (sogenanntes „Gating"),
bewegungskompensie te Bestrahlung mit aktiver
Strahlnachführung (sogenanntes „Tracking") oder
Kombinationen der genannten Methoden/Verfahren untersucht und in prä-klinischen Untersuchungen eingesetzt. Bei der bewegungskompensierten Bestrahlung mit aktiver Strahlnachführung (Tracking) wird die Strahlposition fortwährend an die Tumorbewegung angepasst. Hierbei werden die Strahllage lateral zur Strahlrichtung und die
Teilchenreichweite kontinuierlich an die Tumorbewegung angepasst. Diesbezüglich wird auf die Dissertationen von S.O. Grötzinger, „Volume Conformal Irradiation of Moving Target Volumes with scanned ion beams", TU Darmstadt, 2004 und C. Bert „Bestrahlungsplanung für bewegte Zielvolumina in der Tumortherapie mit gescanntem Kohlenstoffstrahl " , TU Darmstadt, 2006 verwiesen, welche hiermit durch Referenz inkorporiert werden. Jedenfalls ist die
bewegungskompensierte Raster-Scan-Ionenstrahlapplikation dem Fachmann auf dem Gebiet der Partikelstrahl- Tumortherapie grundsätzlich bekannt.
Die Therapie von sich bewegenden Tumoren mit einem
gescannten Teilchenstrahl kann also ohne Verwendung von Gegenmaßnahmen („motion mitigation") grundsätzlich zu Fehldosierungen führen, die auf die Wechselwirkung von dynamischer Bestrahlung und bewegter Anatomie
zurückzuführen sind. Selbst wenn man die vorstehend genannten Verfahren, wie z.B. die aktive Strahlnachführung (Tracking) anwendet, kann sich trotz Strahlnachführung der Weg des Teilchenstrahls im Gewebe verändern, z.B. wenn die Tumorbewegung nicht durch eine reine Translation
beschrieben werden kann. Dies ist sogar häufig der Fall, da eine Bewegung, z.B. des Brustkorbes, Rotationsanteile und/oder Deformationen des Gewebes enthalten kann. Während durch die aktive Strahlnachführung (Tracking) die Bragg-
Maximum-Position des Teilchenstrahls und damit der Großteil der Teilchendosis an die anatomisch korrekte Position gelenkt wird, verändert sich dennoch auf Grund des veränderten Strahlweges der Dosisbeitrag zum übrigen Gewebe, vor allem proximal, d.h. strahlaufwärts der aktuellen Rasterposition in der das Bragg-Maximum sitzt. Dies führt zu lokalen Unter- und Überdosierungen im
Vergleich zur geplanten Dosisdeposition, was nachteilig sein kann. Die Erfinder haben in simulierten Behandlungen basierend auf gemessenen Lungentumordaten herausgefunden, dass die Dosisabdeckung ohne Berücksichtigung der
beschriebenen Dosisänderungen im Vergleich zur simulierten Bestrahlung eines hypothetisch unbewegten Lungentumors
(statische Bestrahlung, hier treten keine Dosisänderungen auf) deutlich schlechter ist.
Die Erfindung sucht insbesondere diese Probleme zu lösen.
In der DE 10 2005 063 220 AI werden Maßnahmen zur
Verbesserung des zeitlichen Ablaufs einer Bestrahlung beschrieben, die in Bezug auf die vorstehend genannten Probleme jedoch weiter verbesserungsfähig sind.
Allgemeine Beschreibung der Erfindung
Die Erfindung hat sich daher die Aufgabe gestellt, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Dosisapplikation bereit zu stellen, welche die Qualität der Bestrahlung eines bewegten Zielvolumens verbessern, insbesondere trotz
Bewegung eine gute Übereinstimmung der Ist-Dosisverteilung bei der Bestrahlung mit einer vorher festgelegten Soll- Dosisverteilung zu erreichen. Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Dosisapplikation bereit zu stellen, welche den Bestrahlungsablauf optimieren. Die Aufgabe der Erfindung wird durch den Gegenstand der unabhängigen Ansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen definiert. Erfindungsgemäß wird ein bewegliches Zielvolumens in einem Körper mit einem energetischen Strahl mit einem Abtast- Verfahren bestrahlt. Der Körper kann z.B. ein lebender menschlicher oder tierischer Körper sein, der im Rahmen einer Tumorbehandlung bestrahlt wird, kann aber auch ein Modell (Tiermodell, Zellkultur, sonstiges Phantom) zur Validierung einer Patientenbestrahlung oder ein anderer nichtlebender Körper sein. Der Strahl ist insbesondere ein Partikelstrahl, vorzugsweise ein Ionenstrahl, z.B. ein hochenergetischer Kohlenstoffionen-Strahl . Die vorliegende Erfindung betrifft dabei die Steuerung der
Bestrahlungsvorrichtung, z.B. unter dem Gesichtpunkt der Qualität und Präzision der Strahlapplikation, aber auch der benötigten Rechenleistung trotz Bewegung des Zielvolumens. Erfindungsgemäß wird ein Abstastverfahren eingesetzt, bei welchem das Zielvolumen dreidimensional in eine Vielzahl von Rasterpositionen unterteilt wird und diese
Rasterpositionen nacheinander mit einem präzise
fokussierten nadelfeinen Ionenstrahl abgetastet oder abgerastert werden. Dem Fachmann ist dieses Verfahren als Scan-Verfahren bekannt. Wie vorstehend beschrieben wurde, erhalten zwar tatsächlich immer mehrere Rasterpositionen, z.B. die im Strahlenweg liegenden Rasterpositionen eine gewisse Strahlendosis, es ist dem Fachmann jedoch
ersichtlich, dass mit der Bezeichnung Bestrahlung der i-ten Rasterposition diejenige Position gemeint ist, in welche das Bragg-Maximum gesetzt ist, d.h. diejenige
Rasterposition, die die größte Dosis erhält. Die
Steuereinrichtung für die Beschleunigeranlage steuert den Ionenstrahl also bei dem Scan-Verfahren derart, dass die einzelnen Rasterpositionen mit dem Ionenstrahl mit
rasterpositionsabhängig gesteuerter Teilchenenergie und Teilchenfluenz (Teilchenanzahl pro Flächeneinheit)
nacheinander abgetastet werden, so dass eine
rasterpositionsabhängige Dosis an der jeweiligen
Rasterposition appliziert wird. Die vorliegende Erfindung eignet sich insbesondere für die in der Einleitung näher erläuterten Raster-Scan-Verfahren und Spot-Scan-Verfahren.
Bei diesen Scan-Verfahren wird zunächst im Vorfeld der Bestrahlung mit einem zeitauflösenden dreidimensional bildgebenden Diagnosesystem, z.B. einem zeitauflösenden dreidimensionalen Computertomographen (sogenanntes 4D-CT) , einem zeitauflösenden dreidimensionalen
Magnetresonanztomographen (sogenanntes 4D-MRT) oder einem zeitauflösenden dreidimensionalen Positronen Eiranissions Tomographen (sogenanntes 4D-PET) die zeitaufgelöste
Struktur des zu bestrahlenden Körpers und insbesondere des Zielvolumens, z.B. Tumors unter dem Einfluss der Bewegung des Körpers, z.B. aufgrund der Atmung aufgezeichnet.
Hierbei wird z.B. wie folgt vorgegangen:
1) Aufnahme eines 4D-CTs (d.h. mehrere 3D-CT
(Bewegungsphasen M) die durch zeitliche Korrelation mit einem Bewegungssurrogat zeitlich im Atemzyklus geordnet werden)
2) Ggf. Aufnahme eines 4D-MRT/4D-PET (Segmentierung,
Staging)
3) Definition einer Referenzbewegungsphase, insbesondere bei Ausatmung
4) Registrierung der M-l Bewegungsphasen zur
Referenzbewegungsphase durch (nicht-rigide) Transformationen (Optimierungsvorgang bei dem z.B. di normierte wechselseitige Information, sogenannte „normalized mutual Information" minimiert wird) . Die entstehenden M-l Transformationen (und deren Inverse) können die 3D Bewegung des Tumors beschreiben
5) Optimierung eines quasi-stationären
Referenzbestrahlungsplans unter Verwendung der
Referenzphase des 4D-CT (die 3-dimensional ist) und den segmentierten Volumina (Tumor und Risiko-Organ, sogenanntes „organ at risk", OAR) aus dem (4D)-MR ode dem Kontrastmittel-CT oder 4D-CT. Dies ist dem
Fachmann grundsätzlich bekannt, z.B. aus Krämer et al „ Treatment planning for heavy-ion radiotherapy :
physical beam model and dose optimization . Phys Med Biol 2000, 45:33299-3317, Krämer et al . „Treatment planning for heavy-ion radiotherapy: calculation and optimization of biologically effective dose. Phys Med Biol 2000, 45:3319-3330, Jäkel and Krämer, „Treatment planning for heavy ion Irradiation", Phys. Med. 14 53 62
6) Kombination von Referenzbestrahlungsplan,
Transformationsparametern und 4D-CT Phasen, um für alle Rasterpunkte und alle Phasen Adaptionsparameter dx, dy, dE zu bestimmen
7) Bestimmung der Dosisbeiträge von Rasterpunkt i zu
Rasterpunkt k in Abhängigkeit von der Bewegungsphase m, nachfolgend Ό genannt
8) Beginn der Bestrahlung, mit dem nachfolgend noch
detailliert erläuterten Bestrahlungsverfahren
Im Vorfeld der Bestrahlung wird mithilfe von einer
Bestrahlungsplanungseinrichtung, welche einen Computer umfasst, der sogenannte Bestrahlungsplan erstellt, wie dem Fachmann bekannt ist. Hierzu wird, aufgelöst nach den Bewegungsphasen, für einen oder mehrere
Bestrahlungsdurchläufe für jede Rasterposition ein
Datentupel angelegt, welches zumindest vier Elemente umfasst, nämlich x-Position, y-Position, Teilchenenergie und Teilchenfluenz enthält. Aufgrund der Vielzahl der Rasterpositionen und der Komplexität des Problems kann die Erstellung relativ lange dauern, so dass der
Bestrahlungsplan typischerweise vollständig, ggf. Stunden oder Tage vor der Bestrahlung erstellt und abgespeichert wird. Bei den bisher bekannten Verfahren wurde der Patient dann üblicherweise mit den Werten aus dem vorher
festgelegten Bestrahlungsplan bestrahlt.
Anhand der 4D Daten können durch dem Fachmann bekannte Registrierungsalgorithmen (nicht-rigide) Transformationen, d.h. Bewegungsdaten, zwischen den einzelnen Bewegungsphasen ermittelt werden (vgl. vorstehend unter Ziffer 4). Mit anderen Worten wird anhand der 4DCT Bewegungsphasen eine
Mehrzahl von Zeitintervallen definiert, in welchen die Transformation der Parameter in die Referenzbewegungsphase ermittelt und in Form von Positionsadaptionsparametern gespeichert wird. Die Zeitintervalle können hierbei mit den durch die (M-l) Bewegungsphasen definierten Intervallen identisch sein. Es ist ebenfalls denkbar zusätzliche
Zeitinvervalle einzuführen. Die Bewegungsphasen ergeben sich also aus den 4D-CT/4D-MRT-Daten . Die Registrierung optimiert dann eine Transformation, um z.B. von Ausatmung in die Einatmung zu kommen.
Anhand dieser Daten kann später bei der Bestrahlung in Echtzeit anhand einer Bewegungsmessung am Körper bestimmt werden, welche Rasterposition des Zielvolumens das Bragg- Maximum unter Bewegungseinfluss tatsächlich trifft. Die zur Verfügung gestellten Kompensationsparameter, erlauben es dann, die „richtige" Position zu treffen.
Erfindungsgemäß wird nun zunächst an der Erstellung des Bestrahlungsplans im Vorfeld der Bestrahlung festgehalten, wobei der Datensatz aus den Datentupeln einem Referenz- Datensatz entspricht, in welchem die Teilchenfluenz des Bestrahlungsplans erfindungsgemäß einer nominellen
Teilchenfluenz entspricht, welche während der Bestrahlung in Echtzeit in Abhängigkeit des Bestrahlungsverlaufs noch abgeändert wird. Es wird also ein Bestrahlungsplan mit einer Vielzahl von Rasterpositionen i, l<=i<=N des
Zielvolumens erstellt und abgespeichert, welcher für die
Bestrahlung der Rasterpositionen i jeweils einen Referenz- Datensatz mit den Positionsdaten der jeweiligen
Rasterposition und einer rasterpositionsabhängigen
nominellen Teilchenfluenz enthält.
Mit einer Bewegungserfassungseinrichtung wird während der Bestrahlung die Bewegung des Körpers fortwährend erfasst, um festzustellen, welche Bewegungsphase zu jedem Zeitpunkt der Bestrahlung vorliegt. Hieraus kann die tatsächliche Bewegung der Rasterpositionen fortwährend und 3-dimensional während der Bestrahlung anhand der, z.B. aus der 4D-CT oder 4D-MRT-Unte suchung gewonnenen, Positionsadaptionsparameter ermittelt werden. Die Erfindung umfasst hierzu eine Recheneinrichtung, welche eingerichtet ist, die vor der Bestrahlung abgespeicherten Datensätze des Bestrahlungsplans während der Bestrahlung auszulesen und in Echtzeit zu ändern, um unmittelbar anschließend mit den geänderten Werte, insbesondere einer geänderten Teilchenfluenz zu bestrahlen.
Typischerweise umfasst ein Bestrahlungsplan N
Rasterpositionen, wobei die Anzahl N einige tausend bis einige zehntausend oder sogar noch mehr betragen kann. Wie im Folgenden noch näher erläutert wird, wird
erfindungsgemäß für jede i-te Rasterposition l<=i<= die tatsächlich deponierte Teilchenfluenz , welche die i-te Rasterposition bei der Bestrahlung der anderen vorher bestrahlten Je-ten Rasterposition l<=k<i in der während der Bestrahlung der Rasterposition k ermittelten Bewegungsphase erhalten hat, ermittelt und weiterverarbeitet. Um diese Berechnungen online bzw. in Echtzeit durchführen zu können, werden erfindungsgemäß für jede ί-te Rasterposition mit l<=i<=N die folgenden Schritte il) bis i4) durchgeführt. Auf der anderen Seite dauert die Bestrahlung einer
Rasterposition typischerweise nur einige Millisekunden. Es ist also ersichtlich, dass aufgrund der Vieldimensionalität der Daten eine große Rechenleistung erforderlich ist. il) Die Recheneinrichtung ermittelt in Echtzeit während des Bestrahlungsdurchlaufs unter Verwendung der
Bewegungsdaten und unter Verwendung der im Vorfeld, d.h. offline erstellten Datenbasis, die alle gegenseitigen
Dosisbeiträge beinhaltet, diejenige Dosis, welche die i-te Rasterposition bei der Bestrahlung der vorherigen
Rasterpositionen (l<=k<i) bereits erhalten hat. i2) Nachfolgend zu il) und zwar unmittelbar vor der
Bestrahlung der i-ten Rasterposition berechnet die
Recheneinrichtung in Abhängigkeit von der ermittelten
Dosis, welche die i-te Rasterposition bei der Bestrahlung der vorherigen Rasterpositionen (l<=k<i) bereits erhalten hat, einen Kompensationswert für die i-te Rasterposition,
13) Nachfolgend zu i2) und noch immer unmittelbar vor der Bestrahlung der i-ten Rasterposition wird in Abhängigkeit von dem Kompensationswert für die i-te Rasterposition und von dem im Bestrahlungsplan festgelegten Referenzdatentupel mit der nominellen Teilchenfluenz F2 n0m für die i-te
Rasterposition ein verändertes Datentupel mit kompensierter Teilchenfluenz F^omp für die i-te Rasterposition berechnet.
14) Nachfolgend wird die i-te Rasterposition mit der in Echtzeit berechneten kompensierten Teilchenfluenz F^kom bestrahlt .
Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren kann in vorteilhafter Weise trotz Bewegung des Zielvolumens eine ausreichende Dosisabdeckung erreicht werden und lokale Abweichungen von den Sollwerten reduziert werden, so dass der Einfluss der Bewegung auf die deponierte Ist-Dosisverteilung reduziert werden kann .
Insbesondere wird die Berechnung des Kompensationswertes für die i-te Rasterposition während der Bestrahlung der ί-1-ten Rasterposition durchgeführt.
Vorzugsweise werden während der Bestrahlung die
Dosisänderungen über alle k<i aufsummiert, welche die i-te Rasterposition bei der Bestrahlung aller vorher bestrahlter Rasterpositionen k erhalten hat und aus der Summe der
Dosisänderungen (Differenz zwischen Ist- und Referenzdosis) wird der Kompensationswert für die Bestrahlung der i-ten Rasterposition während der Bestrahlung der ί-1-ten
Rasterposition berechnet.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung berechnet die Recheneinrichtung den Kompensationswert für die i-te Rasterposition als einen relativen
Korrekturfaktor, in dem die aufsummierten Dosisänderungen, die die i-te Rasterposition bei der Bestrahlung aller vorherigen ic-ten Rasterpositionen erhalten hat, mit einer spezifischen Referenzdosis für die i-te Rasterposition normiert wird, so dass der Kompensationswert ein
dimensionsloser Korrekturfaktor ist. Dieser
Kompensationsfaktor wird vor der Bestrahlung der i-ten Rasterposition in einem Subsystem des
Therapiekontrollsystems, nämlich dem Subsystem zur
Kontrolle der Teilchenfluenz , das sogenannte SKT,
gespeichert und anschließend ebenfalls noch vor der
Bestrahlung der i~ten Rasterposition als der
Kompensationswert für die ί-te Rasterposition aus dem Speicher des Subsystems zur Kontrolle der Teilchenfluenz geladen und in Echtzeit mit der im Bestrahlungsplan festgelegten nominellen Teilchenfluenz für die i-te
Rasterposition multipliziert, um die kompensierte
Teilchenfluenz (
Figure imgf000015_0001
) für die i-te Rasterposition zu berechnen, mit der dann bestrahlt wird. In vorteilhafter Weise wird der Kompensationswert dadurch unabhängig von täglich veränderlichen Kalibrationsfaktoren, die sich beispielsweise durch die Dosimetrie ergeben.
Vorzugsweise steuert das Subsystem zur Kontrolle der
Teilchenfluenz SKT die applizierte Teilchenfluenz für alle Rasterpositionen und die Recheneinrichtung speichert den Kompensationswert für die i-te Rasterposition während der Bestrahlung der ί-1-ten Rasterposition in dem Speicher des Subsystems zur Kontrolle der Teilchenfluenz SKT, so dass unmittelbar vor der Bestrahlung der ί-ten Rasterposition der Kompensationswert für die i-te Rasterposition von dem Subsystem zur Kontrolle der Teilchenfluenz aus dem Speicher geladen werden kann. Das Subsystem SKT wendet dann in
Echtzeit den Kompensationswert auf die im Bestrahlungsplan festgelegte nominelle Teilchenfluenz für die i-te
Rasterposition an, um nachfolgend die i-te Rasterposition mit der kompensierten Teilchenfluenz für die i-te
Rasterposition zu bestrahlen.
Wenn der Kompensationswert für die i-te Rasterposition zum geplanten Beginn der Bestrahlung der i-ten Rasterposition noch nicht in dem Speicher des Subsystems gespeichert ist, könnte die Strahlintensität verändert oder eine Strahlpause eingefügt werden, zumindest solange bis der
Kompensationswert für die i-te Rasterposition gespeichert ist, um zu verhindern dass die ί-te Rasterposition mit einer falschen Teilchenfluenz bestrahlt wird.
Um die Rechenleistung optimal auszunutzen und
sicherzustellen, dass der Kompensationswert so früh wie möglich zur Verfügung steht, werden während der Bestrahlung der i-ten Rasterposition vorzugsweise nicht gleichzeitig die Dosisänderungen zu allen folgenden Rasterpositionen o, i<o<=N, sondern zunächst nur die Dosisänderung und der Kompensationswert für die i+l-te Rasterposition berechnet. Die Berechnung der Dosisänderungen und der
Kompensationswerte für die folgenden Rasterpositionen i+l<o<=N, wird erst dann durchgeführt, wenn der
Kompensationswert für die i-te Rasterposition in dem Speicher des Subsystems gespeichert ist.
Alternativ kann es sinnvoll sein, während der Bestrahlung der i-ten Rasterposition die Dosisänderungen für die
Rasterpositionen der Isoenergieschicht, in der die i-te
Rasterposition liegt, zu berechnen und die Dosisänderungen für die Rasterpositionen der folgenden Isoenergieschichten in einer Strahlpause (sogenannte Spillpause} zwischen der Bestrahlung der Isoenergieschichten zu berechnen.
Es kann nun vorkommen, dass die i-te Rasterposition bei der Bestrahlung der vorherigen k-ten Rasterpositionen bereits eine Dosisänderung erhalten hat, welche bereits größer oder gleich der im Bestrahlungsplan festgelegten Referenzdosis für die i-te Rasterposition ist. In diesem Fall wird die
Bestrahlung der i-ten Rasterposition entweder übersprungen oder mit einer im Vorfeld der Bestrahlung festgelegten Mindestdosis bestrahlt. Letzteres kann vorteilhaft sein, um weiterhin die Strahllage zu kontrollieren. Hierzu sollte die Mindestdosis vorzugsweise größer oder gleich 1% der
Referenzdosis, aber vorzugsweise kleiner oder gleich 30% der Referenzdosis sein.
Weiter vorteilhaft ist es, die Intensität des Strahls während der Bestrahlung rasterpositionsabhängig an die zu applizierende Teilchenfluenz der jeweiligen Rasterposition anzupassen. Dadurch kann die Bestrahlungsdauer der
Rasterpositionen aneinander angeglichen werden, so dass die Zeit die zur Berechnung des Kompensationswertes zur
Verfügung steht möglichst nivelliert wird und/oder an das
Minimum herangeführt wird, um eine möglichst schnelle und damit fehlerarme und schonende Bestrahlung zu erreichen. Typischerweise wird die Bestrahlung einer Isoenergieschicht mit einem Strahlpaket (sogenannter Spill) durchgeführt und die nächste Isoenergieschicht erst mit dem nächsten
Strahlpaket (Spill). Diesbezüglich ist es vorteilhaft, einen Qualitätsindex Q zu definieren, anhand dessen
automatisch der Start des nächsten Strahlpakets (Spills) mit einer optimalen Bewegungsphase synchronisiert wird. Hierzu berechnet die Recheneinrichtung die
rasterpositionsabhängige Verteilung der Teilchenfluenzen für die folgenden Rasterpositionen des nächsten
Strahlpakets (Spills) für verschiedene Bewegungsphasen und bewertet mittels des Qualitätsindexes automatisch die
Synchronisierung, z.B. anhand der folgenden
Bewertungskriterien .
In den Qualitätsindex Q fließt vorzugsweise mindestens eines der folgenden Bewertungskriterien oder eine ggf.
gewichtete Kombination dieser Bewertungskriterien ein:
i) die Ähnlichkeit der kompensierten Teilchenfluenzen der Rasterpositionen. Das hat den Vorteil, dass die
Bestrahlungsdauer der Rasterpunkte möglichst ähnlich wird, so dass dies auch für die zur Verfügung stehende Rechenzeit gilt.
ii) Die Abweichungen der kompensierten
Teilchenfluenzen von den Teilchenfluenzen der Referenzdosen sind möglichst klein. Hierdurch können ggf.
Interferenzeffekte verringert werden.
iii) Eventuelle Überdosierungen der nachfolgenden Rasterpositionen werden reduziert. Hierdurch wird eine Dosierung erreicht die für jede Rasterposition möglichst nahe am Referenzwert liegt.
iv) Die Zeit bis zum voraussichtlichen Erreichen der zugehörigen Bewegungsphase. Typischerweise dauert im Mittel 7
die Bestrahlung einer Rasterposition im Millisekunden- Bereich, einer Schicht im Sekundenbereich und einer
Fraktion im Minuten-Bereich. Daher können die
Bewegungsphasen erheblich länger als die Zeit für die Bestrahlung einer Rasterposition dauern. Wenn sich daher der Start der Bestrahlung mit dem nächsten Strahlpaket (Spill) zu sehr verzögern würde, kann dies ein weiterer Gewichtungsfaktor für den Qualitätsindex sein. Die vorliegende Erfindung kann mit der aktiven Nachführung des Strahls an die Bewegung (Tracking) kombiniert werden, sie ist aber auch eine weniger aufwändige Alternative. Eine bevorzugte Anwendung der Erfindung ist es, zwar lateral aktive Strahlnachführung (Tracking) zu betreiben, aber nicht longitudinal . D.h. mit der durch die Messung eines BewegungsSurrogats ermittelten Bewegungsphase und der in der Bestrahlungsplanung ermittelten Parameter werden die rasterpositionsabhängigen Kompensationswerte bestimmt.
Aktiv nachgeführt wird aber nur die laterale Strahlposition was relativ einfach über Scanner-Magnetpaare erfolgt. Die Strahlenergie hingegen wird nicht aktiv nachgeführt, sondern in der longitudinalen Dimension kompensiert das erfindungsgemäße Verfahren das Fehlen des aktiven
Nachführens .
Weiter verbessern kann man die Wirkungsweise der Erfindung dadurch, dass sie mit einer Bestrahlung mit mehreren
Bestrahlungsdurchläufen kombiniert wird, ähnlich der
Mehrfachbestrahlung , bei welcher die Rasterpositionen innerhalb einer Fraktion mehrfach nacheinander abgetastet werden (Rescanning) . Es wird also in jedem
Bestrahlungsdurchlauf mit jeweils einem Bruchteil der
Referenzdosis bestrahlt. Bei diesem Verfahren können bei der Berechnung des Kompensationsfaktors für die i-te
Rasterposition in einem Bestrahlungsdurchlauf, die
Dosisänderungen berücksichtigt werden, welche die i-te Rasterposition in den vorherigen Bestrahlungsdurchläufen erhalten hat und welche die i-te Rasterposition während der Bestrahlung der vorherigen Rasterpositionen in dem
aktuellen Bestrahlungsdurchlauf erhalten hat. Hiermit kann die Ist-Dosisverteilung noch besser an die Soll- Dosisverteilung angeglichen werden. Z.B. kann die Anzahl der Bestrahlungsdurchläufe im Vorfeld anhand von
Kollektivdaten und den Bewegungsparametern optimiert werden, patientenspezifisch sein, oder während der
Bestrahlung ermittelt werden, indem beispielsweise eine Fehldosistoleranz von 0,1% oder 1% oder 10% der pro
Fraktion geplanten Dosis akzeptiert wird. Sobald diese
Toleranz unterschritten wird, wird die Bestrahlung beendet. Ausschlaggebend für die Beendigung können auch technische Randbedingungen wir die Bestrahlbarkeit eines inhomogenen Rasters (mehrere vereinzelte Rasterpunkte pro
Isoenergieschicht) sein.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand von
Ausführungsbeispielen und unter Bezugnahme auf die Figuren näher erläutert, wobei gleiche und ähnliche Elemente teilweise mit gleichen Bezugszeichen versehen sind und die Merkmale der verschiedenen Ausführungsbeispiele miteinander kombiniert werden könne .
Kurzbeschreibung der Figuren
Es zeigen Fig. 1 eine Darstellung der relativen Dosis als Funktion der Eindringtiefe für verschiedene Strahlsorten und Strahlenergien,
Fig. 2 eine schematische Darstellung einer
Bestrahlungsvorrichtung mit Beschleunigeranlage mit drei Bestrahlungsplätzen,
Fig. 3 eine schematische Darstellung einer Anordnung zur
Ermittelung der Positionsadaptionsparameter, Fig. 4 eine schematische Darstellung einer Einrichtung zur dreidimensionalen aktiven Strahlnachführung
(Tracking) ,
Fig. 5 eine Darstellung eines zu bestrahlenden Patienten am Bestrahlungsplatz,
Fig. 6a eine schematische Darstellung der Bestrahlung einer Strahlposition mit einem nadelfeinen lonenstrahl ,
Fig. 6b eine schematische Darstellung der Bestrahlung
einer Strahlposition mit einem nadelfeinen
Ionenstrahl unter Be egungseinfluss ,
Fig. 6c eine schematische Darstellung der Bestrahlung
einer Strahlposition mit einem nadelfeinen
Ionenstrahl unter Bewegungseinfluss nach aktiver Strahlnachführung,
Fig. 7 eine schematische Darstellung der
Bestrahlungsvorrichtung mit Steuerungselementen,
Fig. 8 eine Darstellung der Berechnung des
Kompensationswertes ,
Fig. 9 ein Ablaufplan für die Berechnung des
Kompensationswertes.
Detaillierte Beschreibung der Erfindung Bezug nehmend auf Fig. 1 ist die Tiefendosisverteilung für verschiedene Strahlarten dargestellt. Im Unterschied zu Photonen (Kurve 12), die nach einem Aufbaueffekt einen exponentiellen Abfall der Dosis mit der Tiefe aufweisen, zeigen Ionen am Ende der Strahlreichweite ein ausgeprägtes Dosismaximum, welches als Bragg-Peak oder Bragg-Maximum bezeichnet wird. Dieses Maximum kann durch Energievariation in der Tiefe verschoben werden. Es ist erkennbar, dass das Bragg-Maximum für Kohlenstoffionen (Kurven 14 und 16) schärfer ist als für Protonen (Kurve 18) .
Fig. 2 zeigt einen schematischen Überblick über den Aufbau einer exemplarischen Bestrahlungsvorrichtung 20 zum
Bestrahlen eines Zielvolumens in einem Körper. Die
Bestrahlungsvorrichtung umfasst eine Beschleunigeranlage 21, in diesem Beispiel mit zwei Partikel- oder Ionenquellen 22a, 22b, welche unterschiedliche Ionensorten erzeugen und deren niederenergetischer intermediärer Ionenstrahl 23 über einen Schaltmagneten 24 in einen Linear-Vorbeschleuniger 25 injiziert wird. Der intermediäre Ionenstrahl 23 wird mit dem Linear-Vorbeschleuniger 25 vorbeschleunigt und in einen Kreisbeschleuniger 26, z.B. ein Synchrotron injiziert.
Alternativ kann auch ein Zyklotron, ein sogenannter
„Dielectric-Wall-Beschleuiniger" oder ein Laser-basierter Beschleuniger verwendet werden. Manche Beschleuniger sind sogar direkt im Bestrahlungsraum, z.B. auf einer Gantry installierbar, so dass keine separate Strahlführung
notwendig ist.
Der Kreisbeschleuniger 26 beschleunigt die Ionen
schließlich auf eine Sollenergie, welche der
Behandlungsenergie oder etwas darüber entspricht. Der
Ionenstrahl oder Behandlungsstrahl 27 wird anschließend aus dem Kreisbeschleuniger 26 extrahiert und über
Strahlführungseinrichtungen 28 in Bestrahlungskammern 29a, 29b, 29c geleitet, in welchen jeweils ein Körper 30 mit dem Ionenstrahl 27 bestrahlt werden kann. Für eine Bestrahlung mit Kohlenstoffionen liegt die Teilchenenergie des
Behandlungsstrahls 27 im Bereich von etwa 80 bis 500 MeV/u. In den beiden linken Bestrahlungskammern 29a, 29b wird das Zielvolumen 32 in dem Körper 30 im Wesentlichen in der Richtung bestrahlt, in der der Ionenstrahl 27 in die
Bestrahlungskammer 29a, 29b eintritt und die rechte
Bestrahlungskammer 29c weist eine sogenannte drehbare
Gantry 29d auf, mit welcher das Zielvolumen 32 aus
unterschiedlichen Richtungen bestrahlt werden kann
( isozentrische Bestrahlung). Der Körper 30 ist z.B. ein Patient und das Zielvolumen 32 ein im Rahmen einer
Tumorbehandlung zu bestrahlender Tumor. Der Körper kann allerdings auch ein Phantom zur Validierung einer
Tumorbestrahlung sein, und das Zielvolumen z.B. ein
Detektor oder andere zu bestrahlende Materie.
Fig. 3 zeigt einen zeitauflösenden und dreidimensional bildgebenden Tomographen 42, z.B. ein sogenanntes 4D-CT oder ein sogenanntes 4D-MRT mit Bewegungssensoren und
Recheneinrichtung. Der Tomograph nimmt die 3 -dimensionale Bewegung des Zielvolumens 32, z.B. des Tumors unter dem
Einfluss der Bewegung des Körpers 30, z.B. der Atmung des Patienten, auf und unterteilt die Bewegungsdaten in M
Bewegungsphasen. Mit dem Computer 44 wird dann auf Basis der Sollgesamtdosisdeposition im Vorfeld der Bestrahlung ein statischer Bestrahlungsplan 46 erstellt, welcher die Positions- und nominellen Teilchenfluenzdaten für jede zu bestrahlende Rasterposition enthält. Der Computer 44 erstellt ferner eine
Positionsadaptionstabelle mit dreidimensionalen
Positionsadaptionsparametern ( Δχ , Äyz- , Ej) jeweils für jede Bewegungsphase m {l<-m<=M) , so dass anhand dieser Positionsadaptionstabelle und unter Kenntnis der Bewegung des Körpers die tatsächliche Position jeder einzelnen Rasterposition bzw. die Abweichung der Ist-Position von einer Referenzposition in einer Referenzbewegungsphase m=ref berechnet werden kann. Hierbei steht Δχ. für die
i
Abweichung der lateralen x-Position der 'Rasterposition ί in der Bewegungsphase m von der x-Position der Rasterposition i in der Referenzphase m=ref. Entsprechend definiert Ay^ die Abweichung in der anderen lateralen Richtung, nämlich y-Richtung. ΔΕ^ definiert die Abweichung der Ionenenergie, um das Bragg-Maximum von der Referenzposition der
Rasterposition i in deren Istposition zu verschieben, also den longitudinalen Positionsadaptionsparameter .
Fig. 4 zeigt eine vereinfachte schematische Darstellung einer Bestrahlung mit aktiver Bewegungskompensation. Die Beschleunigeranlage 21 stellt den Behandlungsstrahl 27 zur Verfügung, welcher mit zwei Magnetscannerpaaren 52, 54 lateral über das Zielvolumen 32 gerastert wird. Das
Zielvolumen ist unterteilt in eine Mehrzahl von
Isoenergieschichten, hier 318-324, welche nacheinander abgerastert werden. In der Regel ist es sinnvoll von den distalen in Richtung der proximalen Isoenergieschichten abzurastern, d.h. mit der höchsten Energie zu beginnen. In der Fig. 4 wird in einer Momentauf ahme die
Isoenergieschicht 322 lateral abgetastet. Bewegt sich das Zielvolumen 32 wie durch die Pfeile 33· symbolisiert ist, wird die Strahlposition bei Kenntnis der Bewegung der aktuell bestrahlten Rasterposition i lateral mittels der Scannermagnete 52, 54 und longitudinal mittels eines
Doppelkeilsystems 56 aktiv der Bewegung des Zielvolumens 32 nachgeführt, um trotz Bewegung des Zielvolumens 32 die beabsichtigte Rasterposition i zu treffen. Die Istposition der gerade bestrahlten Rasterposition i wird bestimmt mittels einer Bewegungserfassungseinrichtung 58, die die Bewegung des Körpers 30 erfasst und mittels der im
Therapiekontrollsystem 70 gespeicherten
Positionsadaptionstabelle .
Fig. 5 zeigt einen Patienten 34 auf einer Patientenliege 36 z.B. in der Bestrahlungskammer 29a. Anstatt des lebenden Patienten 34 kann auch ein anderer Körper 30, z.B. ein Phantom bestrahlt werden.
Bezug nehmend auf die Fig. 6a soll momentan die
Rasterposition i bestrahlt werden. Das bedeutet, dass der Strahl lateral (x, y) auf die Rasterposition i gerichtet wird und die Energie (£) der Partikel so eingestellt wird, dass das Bragg-Maximum in der Isoenergieschicht 322 liegt, in der die momentane Rasterposition i liegt. Insoweit zeigt die Fig. 6a die Bestrahlung eines ruhenden Zielvolumens 32. Anhand der Dosisdeposition 19 als Funktion der
Eindringtiefe z ist ersichtlich, dass trotz des scharfen Bragg-Maximums 19a auch andere Rasterpositionen als die Rasterposition ί eine Dosisdeposition erhalten,
insbesondere diejenigen Rasterpositionen im Plateaubereich 19b strahlaufwärts des Bragg-Maximums 19a im Strahlweg, allerdings auch in etwas geringerem Maße die Positionen auf der Strahlachse strahlabwärts des Bragg-Maximums 19a der Rasterposition i, also im Bereich 19c hinter dem Bragg- Maximum 19a. Diese Dosisdeposition in den anderen
Rasterpositionen ka, k und bis kg bei ruhendem
Zielvolumen 32 sind in dem („statischen") Referenz- Bestrahlungsplan 46 bereits berücksichtigt. Der im Vorfeld der Bestrahlung erstellte Bestrahlungsplan 46 enthält nämlich eine Tabelle in der festgelegt ist, welche
Teilchenanzahl für jede Rasterposition vorgesehen ist, um für jede Rasterposition eine vordefinierte Dosisdeposition zu erzielen. In diesem Bestrahlungsplan 46 ist bereits die Dosisdeposition berücksichtigt, welche eine Rasterposition i bei der Bestrahlung aller anderen Rasterpositionen k erhält, z.B. durch das Plateau 19b vor dem Bragg-Maximum 19a, aber unter der Voraussetzung eines ruhenden
Zielvolumens 32.
Bewegt sich nun das Zielvolumen, z.B. wie in Fig. 6b dargestellt ist, so dass sich die eigentlich zu
bestrahlende Rasterposition i nach oben verschiebt und sich das Zielvolumen zusätzlich verkippt, entstehen zwei nachteilige Effekte, nämlich erstens trifft das Bragg- Maximum nicht mehr die eigentlich zu bestrahlende
Rasterposition i und zweitens verändert sich der Strahlweg durch das Zielvolumen 32 z.B. durch die Verkippung des Zielvolumens. Ferner kann sich das Zielvolumen 32 auch deformieren, was ebenfalls den Strahlweg verändert.
Mittels der aktiven Nachführung der Strahlposition kann dafür gesorgt werden, dass das Bragg-Maximum 19a wieder in die Rasterpositionen i geschoben wird, wie in Fig. 6c dargestellt ist. Dieses Verfahren, den Strahl 27 aktiv nachzuführen ist grundsätzlich bekannt und wird in der Fachwelt als „Tracking" bezeichnet. Wie in Fig. 6c aber noch weiter zu erkennen ist, nimmt der Strahl trotzdem noch einen anderen Weg durch das Zielvolumen als in der
Bestrahlungsplanung unter der Annahme eines ruhenden
Zielvolumens gemäß Fig. 6a, so dass die Dosisdeposition z.B. des Plateaubereichs 19b in anderen Rasterpositionen k stattfindet, als bei einem ruhenden Zielvolumen, obwohl der Strahl aktiv der Bewegung des Zielvolumens 32 nachgeführt wird. Diese Fehldeposition lässt sich durch aktive
Nachführung des Strahls 27 alleine nicht vermeiden und ist in dem statischen Bestrahlungsplan 46 nicht berücksichtigt. Hier setzt die Erfindung an.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand von Bezugnahmen auf einzelne Rasterpositionen beschrieben, welche mit Variablen wie i, k oder anderen Platzhaltern bezeichnet sind, um diese untereinander in Beziehung zu setzen. Es ist
ersichtlich, dass sich diese Platzhalter als Variablen auf alle Rasterpositionen, also z.B. 1<=ί<=ΑΓ beziehen.
Der Bestrahlungsplan besteht aus N Rasterpositionen und enthält M Bewegungsphasen. Bezug nehmend auf die in Fig. 8 gezeigte Darstellung wird die Dosis, die während der
Bestrahlung von Rasterposition i in Bewegungsphase m an Rasterposition k deponiert wird, im Vorfeld der Bestrahlung vorberechnet und mit Dj^ bezeichnet. Hierbei wird
angenommen, dass an Rasterposition ί eine Dosis gemäß der
Bestrahlungsplanung deponiert wird. Für jede Rasterposition i werden diese Werte für alle noch zu bestrahlenden
Rasterpositionen k und für jeweils alle möglichen
Bewegungsphasen l<m< vor der Bestrahlung berechnet. Wie in Bezug auf Abb. 4 aufgeführt, wird in der Regel von distal nach proximal bestrahlt, damit sich proximal
ergebende Änderungen bei der Bestrahlung von distalen Rasterpositionen bei der später erfolgenden Bestrahlung der proximalen Rasterpositionen korrigiert werden können.
Während der Bestrahlung einer Rasterposition ί werden die hierbei verursachten Dosisänderungen Ad^'... aller später
m()
bestrahlter Rasterpositionen k, bei diesen kann die
Dosierung noch aktiv verändert werden, nun erfindungsgemäß in Abhängigkeit der Bewegung jeder einzelnen
Rasterposition, nach folgender Formel berechnet:
Figure imgf000028_0001
wobei m(i) die gemessene Bewegungsphase während der
Bestrahlung der Rasterposition i und AD1 die im bisherigen Bestrahlungsverlauf akkumulierte Dosisänderung für
Rasterposition i bezeichnet, die in Echtzeit während der Bestrahlung durch Summation der Einzelbeiträge aller bisher bestrahlter Rasterpositionen zu Rasterposition i berechnet wird :
Figure imgf000028_0002
AD1 betrifft somit die Dosisänderung an der Rasterposition i, die als Kompensationswert verwendet werden kann.
Im Term in Formel (1) wird die akkumulierte
Figure imgf000028_0003
Dosisänderung auf die Dosis < Rasterposition i
Figure imgf000028_0004
laut Bestrahlungsplanung bei der Bestrahlung der
Rasterposition i erhalten soll, normiert. Dabei steht der Index „ref" für die Referenzphase m - ref. Die tatsächliche momentane Position jeder Rasterposition in jeder
Bewegungsphase m ist aufgrund der
Positionsadaptionstabelle, welche vor der Bestrahlung (offline) bei der Bestrahlungsplanung festgelegt wurde berechenbar .
Während der Bestrahlung der Rasterposition i wird die normierte und damit relative, Dosisänderung der nächsten
Ras an das Subsystem zur Kontrolle der
Figure imgf000029_0001
Teilchenfluenz (SKT) 72 (vgl. Fig. 7 und 9) weitergegeben. Im Bestrahlungs-KontrollSystem wird hierfür der
Kommunikationsspeicher des SKT 72 genutzt, der während einer laufenden Bestrahlung sowohl vom SKT 72 als auch von anderen Subsystemen 71, 73, 74, 75 zugänglich ist. An anderen Beschleunigeranlagen können auch andere
Kommunikationsprotokolle und -geräte genutzt werden, die zur Echtzeitkommunikation in der Lage sind.
Durch die Nutzung der dimensionslosen relativen
ADi
Dosisänderung als Kompensationswert kann die
Figure imgf000029_0002
Dosisänderung vom SKT 72 in vorteilhafter Weise ohne
Umrechnung von Dosiseinheiten in Maschinenparameter angewendet werden. Zusätzlich ist diese relative Größe unabhängig von täglich veränderlichen Kalibrationsfaktoren der zur Dosisüberwachung verwendeten Ionisationskammern 64 Es ist allerdings auch möglich statt relativer
Dosisänderungen die Dosisänderung AD1 in die entsprechende Einheit (Maschinenparameter) des SKT umzurechnen und diese absolute Größe weiterzugeben. Die nominelle Teilchenfluenz aus der Bestrahlungsplanung
F' wird mit dem Kompensationsfaktor AD multipliziert
D'
d.h. für die nächste Rasterposition i+1 wird dann die um die akkumulierte Dosisänderung kompensierte Teilchenfluenz
Figure imgf000030_0001
ewendet .
ref
Die kompensierte Teilchenfluenz spiegelt also genau den Dosisbeitrag wieder, der noch benötigt wird, damit die Rasterposition i+1 zumindest die in der Bestrahlungsplanung vorgesehene Referenzdosis erhält und zwar trotz Bewegung und trotz Änderung des Strahlweges. Entsprechend
reflektiert der Kompensationsfaktor in Formel (1), dass die Bestrahlung der Rasterposition i nicht mit der
Referenzdosis sondern mit einer um den Kompensationsfaktor veränderten Dosis erfolgt
Figure imgf000030_0002
Bezug nehmend auf den in Fig. 9 dargestellten Ablaufplan wird also wie folgt vorgegangen:
Position 1: Es wird eine zeitaufgelöste Tomographie
(sogenannte 4D Diagnostik, z.B. 4D-CT)
durchgeführt oder es werden zeitaufgelöste Tomographiedaten beispielsweise auf Basis eines 3DCTs und patientenspezifischen- oder Populations-Bewegungsdaten berechnet . Position 2: Es wird im Vorfeld der Bestrahlung die
Bestrahlungsplanung unter Berücksichtigung der Bewegungsphasen m (sogenannte 4D Bestrahlungsplanung) auf Basis der Daten der zeitaufgelösten Tomographie wie folgt
durchgeführt :
Position 2a: Es werden Datentupel ( Xj , , , Tj ) für jede
Rasterposition l<=i<=N definiert , wobei ;- und y'i die lateralen Positionen, Ej die
Teilchenenergie und 7^· die zu deponierende
Teilchenanzahl der i-ten Rasterposition sind. Es ist ersichtlich, dass Teilchenanzahl und Teilchenfluenz austauschbare Größen sind. Die Definition wird für einen oder J
Bestrahlungsdurchläufe mit jeweils N
Rasterpositionen im Vorfeld der Bestrahlung durchgeführt und das Ergebnis wird allgemein als Bestrahlungsplan bezeichnet.
Position 2b: Es werden für jede Rasterposition i und für jede Bewegungsphase m ( Axj , A^ , AEj )
Positionsadaptionsparameter auf Basis der Daten der zeitaufgelösten Tomographie
festgelegt, welche die Rückrechnung des tatsächlichen Ortes der Rasterpositionen bei Bewegung auf eine Referenzposition gestattet, wobei die Referenzposition in der Referenzphase m = ref einem hypothetischen Ruhezustand entspricht. Position 2c: Es werden Dosiskompensationsparameter Dffi für alle Kombinationen i,k = 1...N und alle
Bewegungsphasen m - 1...M definiert. Hierbei werden folgende Schritte durchgeführt:
Ggf. Aufnahme eines 4D-MRT/4D-PET (Segmentierung, Staging);
Definition einer Referenzbewegungsphase, insbesondere bei Ausatmung;
Falls kein 4D-CT vorliegt, Aufnahme eines 4D-CTs ;
Registrierung der M-l Bewegungsphasen zur
Referenzbewegungsphase durch (nicht-rigide)
Transformationen (Optimierungsvorgang bei dem z.B. die normierte wechselseitige Information, sogenannte
„normalized mutual Information" minimiert wird) . Die entstehenden M-l Transformationen (und deren Inverse) können die 3D Bewegung des Tumors beschreiben;
Optimierung eines quasi-stationären
Referenzbestrahlungsplans unter Verwendung der
Referenzphase des 4D-CT (die 3 -dimensional ist) und den segmentierten Volumina (Tumor und Risiko-Organ, sogenanntes „organ at risk" , OAR) aus dem (4D)-MR oder dem
Kontrastmittel-CT oder 4D-CT. Dies ist dem Fachmann
grundsätzlich bekannt, z.B. aus Krämer et al . „Treatment planning for heavy-ion radiotherapy : physical beam model and dose optimization. Phys Med Biol 2000, 45 : 3329.9-3317 , Krämer et al . „Treatment planning for heavy-ion
radiotherapy: calculation and optimization of biologically effective dose. Phys Med Biol 2000, 45 : 3319-3330 , Jäkel and Krämer, „Treatment planning for heavy ion irradiation" , Phys. Med. 14 53-62; Kombination von Referenzbestrahlungsplan,
Transformationsparametern und 4D-CT Phasen, um für alle Rasterpunkte und alle Phasen Adaptionsparameter dx, dy, dE zu bestimmen; Bestimmung der Dosisbeiträge von Rasterpunkt i zu
Rasterpunkt k in Abhängigkeit von der Bewegungsphase m, nachfolgend Dj genannt;
Position 3: Während der Bestrahlung wird in Echtzeit für alle Rasterpositionen über alle l<=i<=2V und ggf. alle Bestrahlungsdurchläufe l<=j'<=J die
Schritte 3a bis 3d in Kombination mit den
Positionen 4 und 5 durchgeführt:
Position 3a: Berechnung von auf Basis der
Figure imgf000033_0001
Dosiskompensationsparameter aus Position 2c und in Abhängigkeit der von der
Bewegungserfassungseinrichtung erfassten
Bewegungsdaten aus Position 4
Position 3b: Berechnung des relativen dimensionslosen
Figure imgf000033_0002
Kompensationsfaktors
D
ref Position 3c: Weitergabe des relativen dimensionslosen
Kompensationsfaktors —t— -v— an das
ref
Subssystem zur Kontrolle der Teilchenfluenz SKT und Speicherung im Kommunikationsspeicher des SKT gemäß Position 5.
Position 3d: Berechnung der auf Basis des
m{i)
Dosiskompensationsparameters Offe aus Position 2c und in Abhängigkeit der von der
Bewegungserfassungseinric tung erfassten
Bewegungsdaten aus Position 4 für alle noch zu bestrahlenden k>i+l.
Position 4: Erfassung der Bewegungsdaten mit der
Bewegungserfassungseinrichtung .
Position S.Steuerung der Teilchenfluenz mittels des
Subsystems zur Kontrolle der Teilchenfluenz SKT 72.
ADi + l
Position 5a: Auslesen der Dosisänderung
D(i + l)(i + \)
ref
aus dem Speicher des SKT
Position 5b: Berechnung der kompensierten Teilchenfluenz
Fj+l durch das SKT 72.
Komp Position 5c : Bestrahlen der Rasterposition i+1 mit der kompensierten Teilchenfluenz .
Figure imgf000035_0001
Zusammenfassend wird also während der Bestrahlung in
Echtzeit ein Kompensationswert berechnet und der
Kompensationswert auf die nominelle Teilchenfluenz
angewendet, um eine kompensierte Teilchenfluenz zu
erhalten, mit welcher dann anstatt mit der im
Bestrahlungsplan festgelegten nominellen Teilchenfluenz bestrahlt wird. Der Kompensationswert hängt von der tatsächlich unter Bewegung rasterpositionsspezifisch applizierten Dosis ab und ist somit rasterpostionsabhängig und bewegungsabhängig . Die Erfindung löst auch die Kontrolle des zeitlichen
Ablaufs der Dosiskompensation, welche relativ anspruchsvoll ist, und zwar vorzugsweise dadurch, dass während der
Bestrahlung einer Rasterposition i dafür Sorge getragen wird, dass der Kompensationswert für die nachfolgende Rasterposition i+1 an das SKT weitergegeben wird, bevor das SKT den Kompensationswert anwendet.
Fig. 7 zeigt eine beispielhafte Implementierung der
Erfindung. Der von der Beschleunigeranlage 21 erzeugte Ionenstrahl 27 wird auf das Zielvolumen 32 gerichtet, welches hier in Isoenergieschichten 320 bis 324 unterteilt ist und sich während der Bestrahlung intrafraktionell bewegt, wie durch die Pfeile 33 angedeutet ist. Der Strahl 27 wird lateral, d. h. in x- und y-Richtung mittels der Scannermagnetpaare 52, 54 über das Zielvolumen 32, in der Darstellung momentan über die Isoenergieschicht 322
gerastert . Die tatsächliche Strahlposition wird über zumindest eine, in diesem Beispiel zwei Vieldrahtkammern 62 überwacht und die Positionsinformation an das Subsystem zur Überwachung der lateralen Strahlposition LSP 73 übermittelt. Falls die laterale Position des Strahls 27 nicht genau genug mit der Position gemäß dem Bestrahlungsplan 46 übereinstimmt, verursacht das LSP 73 einen Interlock. Das Subsystem zur Steuerung der Scannermagnete SSM 71 steuert die Scannermagnete und damit die laterale
Rasterposition in x- und y-Richtung.
Das Subsystem zur Kontrolle der Teilchenfluenz SKT 72 kontrolliert die tatsächlich deponierte Teilchenanzahl bzw. -fluenz und entscheidet mit Hilfe von Ionisationskammern 64, welche dreifach redundant ausgelegt sein können, aufgrund des Bestrahlungsplans 46 und anhand des
Kompensationswertes, wann die aktuelle Rasterposition i genug Teilchen erhalten hat und auf die nächste
Rasterposition i+1 weitergeschaltet werden kann . Der
Steuerbefehl zum Weiterschalten wird von dem Modul SKT 72 unter anderem an das Modul SSM 71 kommuniziert, welches dann die Scannermagnete entsprechend ansteuert. Das Modul SKT 72 kommuniziert ebenfalls das Ende einer
Isoenergieschicht .
Das Subsystem zur Kontrolle der Beschleunigeranlage KMB 74 kommuniziert mit der Steuereinrichtung 82 für die
Beschleunigeranlage 21. Über diese Kommunikation fordert das Therapiekontrollsystem 70 z. B. das nächste Strahlpaket (Spill) mit den aktuell benötigten Parametern
Teilchenenergie für die aktuelle Isoenergieschicht, Strahlfokus und Strahlintensität an. Das
Therapiekontrollsystem 70 umfasst hier neben den
Subsystemen 71 bis 74 noch ein weiteres Subsystem DOK 75 zur Dokumentation, sowie den Bestrahlungsplan 46 und eine Recheneinrichtung 84.
Während der Bestrahlung der Isoenergieschicht 322 erfasst die Bewegungserfassungseinrichtung 58 die Bewegung des Körpers 30 und übermittelt diese an die Recheneinrichtung 84 zur Berechnung des Kompensationswertes. Die
Recheneinrichtung 84 berechnet nun in Echtzeit während der Bestrahlung der aktuellen Rasterposition i den
ADi + l
bewegungsabhängigen Kompensationswert —t—-v—-χ anhand der
D\i+lli+ )
ref
gemäß Fig. 3 erstellten Positionsadaptionstabelle und der („stationären") Referenz-Dosiskompensationsparameter Dj .
Den Dosiskompensationsparameter Dj^ erhält die
Recheneinrichtung 84 vom Bestrahlungsplan 46. die
Recheneinrichtung 84 übergibt in Echtzeit je Raster osition l den bewegungsabhängigen Kompensationswert an
Figure imgf000037_0001
ref
das Modul SKT 72. Das Modul SKT 72 berechnet anhand der nominellen Teilchenfluenz aus dem Bestrahlungsplan 46 und des Kompensationswertes aus der Recheneinrichtung 84 die kompensierte Teilchenfluenz in Echtzeit und kommuniziert mit dem Modul SSM 71 zur entsprechenden Steuerung des Strahls 27 auf die nächste Rasterposition i+1, wenn die kompensierte Teilchenfluenz deponiert wurde.
In dem vorliegenden Beispiel wird die erfindungsgemäße Dosiskompensation mit dreidimensionaler aktiver Strahlnachführung kombiniert, so dass die Recheneinrichtung 84 das Modul SSM 71 und dieses dann die Scannermagnete 52 und 54 steuert, in dem Ax- und Äy-Werte zum Nachführen des Strahls in lateraler Richtung bereitgestellt werden. Ferner steuert die Recheneinrichtung 84 das
Doppelkeilsystem 56, über welches die longitudinale
Strahlnachführung bewerkstelligt wird oder ein anderes System zum aktiven Nachführen der Energie. Das Therapiekontrollsystem 70 umfasst in dem vorliegenden Beispiel ein VME-BUS-System 76, so dass die Module 71 bis 75 über den VME-BUS miteinander kommunizieren können.
1. Vorteilhafte Ausführungsformen
Die Erfindung kann wie folgt weitergebildet werden: a) Während der Bestrahlung einer Rasterposition i werden nicht die Dosisänderungen zu allen folgenden
Rasterpositionen k>i berechnet und dann der
akkumulierte Kompensationswert für die nächste
Rasterposition i+1 an das SKT 72 weitergegeben und dort gespeichert, sondern es wird zunächst nur der Dosisänderungsbeitrag für die nächste Rasterposition i+1 berechnet, und nachfolgend wird der akkumulierte Kompensationswert für diese Rasterposition i+1 weitergegeben. Erst danach werden die Beiträge zu allen übrigen Rasterpositionen i+2<=k<=N berechnet.
Hierdurch wird sichergestellt, dass der
Kompensationswert für die Bestrahlung der nächsten
Rasterposition, hier also i+1 so früh wie möglich im Kommunikationsspeicher des SKT 72 zur Verfügung steht.
Während der Bestrahlung einer Rasterposition werden nur die Dosisänderungen für Rasterpositionen derselben Isoenergieschicht berechnet. Dosisänderungs-Beiträge zu den übrigen Rasterpositionen in den anderen
Isoenergieschichten des Bestrahlungsplans 46 werden erst während einer Strahlpause (Spillpause) , die spätestens nach Ende der Isoenergieschicht
stattfindet, berechnet. Dieses Verfahren eignet sich z.B. für Beschleunigeranlagen mit aktiver
Energievariation. Ein Beispiel hierfür ist eine
Beschleunigeranlage mit einem Synchrotron, bei welchem die Strahlenergie, welche die zu bestrahlende
Isoenergieschicht definiert, aktiv am Synchrotron verändert wird. Dies geht mit der Erzeugung eines neuen Strahlpakets (Spill) einher, so dass zwischen der Bestrahlung der Isoenergieschichten ohnehin
Strahlpausen vorhanden sind.
Andere Beschleunigeranlagen, z.B. mit einem Zyklotron, definieren de Strahlenergie mit Absorberplatten
(passive Energievariation) . Auch hier dauert das Ein- und/oder Herausfahren der Absorberplatten zur Änderung der Energie eine gewisse Zeit, was mit einer
Strahlpause verbunden ist. Auch diese Strahlpause kann genutzt werden, um die Dosisänderungs-Beiträge zu den übrigen Rasterpositionen in den anderen
Isoenergieschichten des Bestrahlungsplans zu
berechnen .
Das Zurückstellen der Berechnung der Dosisänderungs- Beiträge der übrigen Rasterpositionen in den anderen Isoenergieschichten des Bestrahlungsplans verkürzt während der zeitkritischen Phase der sukzessiven Bestrahlung der Rasterpositionen innerhalb einer Isoenergieschicht die Rechenzeit und verringert somit die Wahrscheinlichkeit, dass die notwendigen
Berechnungen länger in Anspruch nehmen, als die
Bestrahlung einer Rasterposition dauert.
Ggf. kann die Bestrahlung der nächsten
Rasterpositionen durch Strahlunterbrechung verzögert werden, bis die Berechnungen abgeschlossen sind, falls die Zeit dennoch nicht reicht, um die Berechnung der Dosisänderungs-Beiträge aller nachfolgenden
Rasterpositionen zu berechnen oder es wird die Strahl- Intensität vermindert. Ferner vorteilhaft ist es, ein Speicher-Array
anzulegen, in dem für jede Rasterposition ein
Speicherplatz für den Kompensationswert reserviert ist. Es wird dann der Kompensationswert nicht für jede Rasterposition an dieselbe Stelle im Speicher
geschrieben, sondern die Kompensationswerte für jede Rasterposition werden an eine vordefinierte
Speicherstelle in dem Array geschrieben. Dies erlaubt, dass für die Bestrahlung der ί+1-ten Rasterposition eine „0" (das heißt keine Kompensation und daher
Anwendung der nominellen Teilchenfluenz ) und nicht der Kompensationswert der vorhergehenden Rasterposition ί gelesen wird, falls der Kompensationswert für die te Rasterposition ausgelesen wird, bevor er in den Speicher geschrieben wurde, z.B. weil die Zeit für die Berechnung nicht ausreichte und zusätzliche Pausen zur Berechnung unerwünscht sind. Vorzugsweise wird das Speicher-Array in einem Kommunikationsspeicher des SKT 72 angelegt.
Wenn die akkumulierte Dosisänderung AD1 einer
Rasterposition i größer oder gleich als die Solldosis der Rasterposition i ist, entspricht dies einer ref
relativen Dosisänderung > 1. In diesem Fall hat die Rasterposition i schon eine zumindest hinreichende Dosis bei der Bestrahlung der vorherigen
Rasterpositionen k<i erhalten. In diesem Fall kann diese Rasterposition i übersprungen werden, wenn dies technisch möglich ist. Dies erfolgt z.B. durch eine kurze Strahlunterbrechung, Fortführung des
Behandlungsplans trotz Fehlermeldungen bei Ortsmessung oder dergleichen. Alternativ wird dennoch zumindest eine vordefinierte Mindestdosis angewendet. Die
Mindestdosis kann vor der Bestrahlung gewählt werden und beträgt z.B. 1%, 5% oder 30% von Dn . Durch die ref
Bestrahlung mit einer Mindestdosis können
Inkonsistenzen im Kontrollsystem vermieden werden. Z.B. wird hierdurch sichergestellt, dass auch für diese Rasterposition eine Dosisdeposition vorliegt, mittels welcher mit den Vieldrahtkammern die laterale Strahlposition bestimmt werden kann. Ferner kann durch die Verwendung einer Mindestdosis die Entstehung von abwechselnd schwankenden Dosisverteilungen in den Rasterpositionen verringert werden. Wenn nämlich eine im Vergleich zur Referenzdosis erhöhte Dosis an
Rasterposition i zu einer Überdosierung der
benachbarten Rasterposition i+1 führt und die an
Rasterposition i+1 applizierte Dosis deshalb stark verringert wird, führt dies wiederum zu einer
Unterdosierung an der Rasterposition i+2 usw. Dieser wechselweise „Aufschaukeleffekt" kann durch die
Anwendung der Mindestdosis verringert werden. e) Wenn an der Beschleunigeranlage das kurzzeitige
Unterbrechen der Bestrahlung, z.B. durch so genannte „Knockout-Extraktion" zur Verfügung steht, kann in dem Fall, in dem mehr Rechenzeit bei der Bestrahlung einer Rasterposition benötigt wird, der Strahl, und damit die Bestrahlung, unterbrochen werden.
Mit diesen Maßnahmen kann der zeitliche Ablauf der
aufwändigen Berechnung der Kompensationsfaktoren optimiert und die Wahrscheinlichkeit für Fehler im zeitlichen Ablauf gesenkt werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann für verschiedene
Bestrahlungsverfahren angewendet werden, insbesondere:
2.a) Ein Bestrahlungsdurchlauf
Die Bestrahlung nach dem Bestrahlungsplan umfasst nur einen Bestrahlungsdurchlauf, d.h. alle Rasterpositionen werden nur einmal abgetastet. Hierbei genügt es, die Werte Df^ für i<k<N vor der Bestrahlung zu berechnen, da nach
Bestrahlung einer Rasterposition i nur die Teilchenfluenz von Rasterpositionen k>i aktiv verändert werden kann.
Insbesondere hierbei wird von distal nach proximal
bestrahlt .
2.b) Mehrere Bestrahlungsdurchläufe Die Bestrahlung nach dem Bestrahlungsplan umfasst mehrere Bestrahlungsdurchläufe l<=j<=J, d.h. alle Rasterpositionen werden mehrfach nacheinander abgetastet, ähnlich der klassischen Mehrfachbestrahlung (Rescanning) .
Die klassische Mehrfachbestrahlung (Rescanning) wurde bislang allerdings als Alternative zur aktiven
Strahlnachführung (Tracking) bei der Bestrahlung bewegter Tumore verwendet und hierbei das Zielvolumen - typischerweise mit erweiterten Sicherheitssäumen - J"-fach mit jeweils 1/J der geplanten Gesamtdosis bestrahlt, um durch das mehrfache Abtasten eine statistische Mittelung zu erzielen. Erfindungsgemäß berücksichtigen nun vorzugsweise die Kompensationswerte eines Bestrahlungsdurchlaufes j aktiv auch die Dosisänderungen der vorherigen
Bestrahlungsdurchläufe. Z.B. wird der Kompensationswert für die i-te Rasterposition im j'-ten Bestrahlungsdurchlauf in Abhängigkeit der Dosisänderungen der i-ten Rasterposition bei der Bestrahlung aller Rasterpositionen bei den
vorherigen Bestrahlungsdurchläufen p mit l<=p<j und in
Abhängigkeit der Dosisänderungen der ί-ten Rasterposition bei der Bestrahlung der vorherigen Rasterpositionen k mit 1<=Α:<ί bei dem aktuellen Bestrahlungsdurchlauf j bestimmt. Somit kann bei dem erfindungsgemäßen Verfahren ggf. bereits bei der ersten Bestrahlung die volle geplante Dosis appliziert werden und in den späteren Bestrahlungen werden lediglich Dosisänderungen auf Grund der Bewegung
kompensiert. Jedoch können auch Bruchteile der geplanten Gesamtdosis pro Bestrahlungsdurchlauf angewendet werden.
Dies reduziert das Auftreten von Überdosierungen. Es kann sogar noch während der Bestrahlung entschieden werden, ob noch ein weiterer Bestrahlungsdurchlauf vorgenommen wird, oder die bereits deponierte Dosis ausreichend nah an der geplanten Dosis liegt. Bei mehreren Bestrahlungsdurchläufen werden die Werte Djfy für alle \<k<N vor der Bestrahlung berechnet, da ab dem zweiten Bestrahlungsdurchlauf auch Dosisänderungen an Rasterpositionen k<i aktiv verändert werden können .
Das erfindungsgemäße Verfahren kann ferner mit
verschiedenen Verfahren zur Bewegungskompensation
kombiniert werden. Unter aktiver Bewegungskompensation wird das aktive Nachführen des Strahls an die Bewegung des Zielvolumens (Tracking) verstanden. In Frage kommt z.B. die Kombination mit Folgendem: 3.a) Keine aktive Bewegungskompensation.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann ggf. die aktive
Bewegungskompensation in allen drei Dimensionen ersetzen.
3.b) Longitudinale aktive Bewegungskompensation
Es wird eine longitudinale aktive Bewegungskompensation (Nachführen der Energie) ohne laterale aktive
Bewegungskompensation durchgeführt .
3.c) Laterale aktive Bewegungskompensation
Es wird eine laterale aktive Bewegungskompensation (1- oder 2 -dimensional ) ohne longitudinale aktive
Bewegungskompensation durchgeführt. Dies ist besonders vorteilhaft, da das aktive Nachführen der Strahlenergie relativ aufwändig ist.
Bei nicht vollständiger Bewegungskompensation (Varianten 3.a) bis 3.c) kann sogar das Bragg-Maximum in einer anderen Rasterposition liegen als in der im Bestrahlungsplan vorgesehenen Rasterposition, so dass der Großteil der Dosis an einer „falschen" Rasterposition deponiert wird. Dies wird erfindungsgemäß in den vor der Bestrahlung berechneten D berücksichtigt. Der hierfür angelegten Tabelle wird während der Bestrahlung entnommen, an welcher
Rasterposition der Hauptteil der Dosis deponiert wird. Die kompensierte Dosisänderung dieser Rasterposition wird dann angewendet .
Insbesondere die Variante 3.c. ist klinisch relevant, da hier auf die technisch aufwändige Energiekompensation verzichtet wird und auftretende Dosisänderungen dennoch mit einer Kombination aus lateraler aktiver
Bewegungskompensation und dem erfindungsgemäßem
rasterpositionsspezifischen Kompensationswert für die
Teilchenfluenz kompensiert werden.
3.d) Dreidimensionale aktive Bewegungskompensation
Es wird also ein aktives Nachführen des Strahls an die laterale Bewegung des Zielvolumens in beiden lateralen Dimensionen x, y und aktives Nachführen der Strahlenergie an die longitudinale Bewegung, z.B. mit einem aktiv
gesteuerten Doppelkeilsystem, durchgeführt. In diesem Fall bewirkt das erfindungsgemäße Verfahren eine zusätzliche Verbesserung der Bestrahlung bei einem bewegten
Zielvolumen .
Die verschiedenen Möglichkeiten in der Zahl der
Bestrahlungsdurchläufe und dem Umfang der aktiven
Bewegungskompensation sind untereinander kombinierbar. 3. e) Das erfindungsgemäße Verfahren kann mit Gating
kombiniert werden. Beispielweise wird nur ein Teil der Bewegungsphasen m, z.B. 30% zentriert um die Ausatmung oder es werden alle Phasen außer den Phasen mit unstabiler
Tumorbewegung berücksichtigt.
4. Weitere Ausführungsformen
Langfristig, das heißt vor einer Behandlung und für den gesamten Behandlungsverlauf ist die exakte Vorhersage des Tumorbewegungsmusters in einer für die Dosiskompensation notwendigen Genauigkeit nicht möglich. Allerdings können in den Strahlpausen (Spillpausen) verschiedene Verfahren eingesetzt werden, um den kurzfristigen Bewegungsverlauf der Rasterpositionen des Zielvolumens vorherzusagen und in Ansprechen den Bestrahlungsablauf zu verbessern. Für eine Anzahl Rasterpositionen, die voraussichtlich in der
Bewegungsphase zu Beginn des nächsten Strahlpakets (Spills) bestrahlt werden, wird unter Berücksichtigung auftretender Dosisänderungen die kompensierte Teilchenfluenz der
Rasterpositionen berechnet. Für mehrere BewegungsZyklen kann die Fluenzverteilung in der Regel zwar nicht
vorausgesagt werden, da die Übergänge zwischen
Bewegungszyklen auf Grund von Bewegungsvariationen nicht exakt vorhergesagt werden können, es kann aber eine
Vorhersage der Dosisänderungen wenigstens für einige
Rasterpositionen i in Abhängigkeit von möglichen
Bewegungsphasen m durchgeführt werden. Es können
verschiedene Verfahren genutzt werden, um den
Bestrahlungsablauf nach technischen und medizinischen
Kriterien zu verbessern.
4.a) Veränderung der Reihenfolge Es wird die Reihenfolge, in der die Rasterpositionen bestrahlt werden verändert. Zum Beispiel kann in
Kombination mit einer innerhalb des Strahlpakets (Spills) veränderten Intensität die Bestrahlungsreihenfolge der Rasterpositionen entsprechend ihrer Teilchenfluenz gewählt werden. Dies ist z.B. bei Knockout-Extraktion möglich.
4.b) Die Verteilung der Teilchenfluenzen für die nächsten Rasterpositionen wird für mehrere Bewegungsphasen m vorausberechnet und durch einen Qualitätsindex Q bewertet werden. Entsprechend wird die Bestrahlung erst in der günstigsten Bewegungsphase wieder aufgenommen. Folgende Bewertungskriterien können in den Qualitätsindex Q
einfließen : i) die kompensierten Teilchenfluenzen der
Rasterpositionen sind möglichst ähnlich.
ii) die Abweichungen der kompensierten Teilchenfluenzen von den nominellen Teilchenfluenzen aus der
Bestrahlungsplanung sind möglichst gering.
iii) Es werden Überdosierungen minimiert. Diesbezüglich kann zwar die Dosis in distalen, d.h. bereits
bestrahlten Rasterpositionen nicht mehr aktiv
verändert werden, aber für proximale, d.h. später noch zu bestrahlende Rasterpositionen kann durch eine Dosisreduktion eine eventuelle Überdosierung noch reduziert oder gar vermieden werden. Potentielle Überdosierungen können auch mit Gewichtungsfaktoren unterschiedlich gewichtet werden.
iv) Die Zeit bis zum voraussichtlichen Erreichen der
zugehörigen Bewegungsphase . 4.c) Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform wird die Strahl-Intensität in Ansprechen auf die Teilchenfluenz rasterpositionsabhängig eingestellt. Insbesondere werden Rasterpositionen mit niedriger Teilchenfluenz mit niedriger Intensität und Rasterpositionen mit hoher Teilchenfluenz mit höherer Intensität bestrahlt. Dies führt zu einer
Angleichung der Bestrahlungszeiten der Rasterpositionen, wodurch die Dauer der Bestrahlung verringert werden kann. Zusätzlich kann die Angleichung der Bestrahlungszeiten der Rasterpositionen dafür sorgen, dass die Bestrahlung aller Rasterpositionen lange genug dauert, um eine korrekte
Systemfunktionalität, wie z.B. die Messung der Strahllage zu gewährleisten und die Zeit, die für die Berechnung der Kompensationswerte zur Verfügung steht, wird ebenfalls nivelliert, wodurch die Gefahr verringert wird, dass der Kompensationswert nicht rechtzeitig berechnet und
gespeichert ist.
Die Maßnahmen unter 4.a) bis 4.c) sind miteinander
kombinierbar und können jeweils mit den vorstehend unter 1., 2. und 3. beschriebenen Maßnahmen kombiniert werden.
Zusammenfassend können mit der erfindungsgemäßen
rasterpositionsabhängigen Echtzeit-Dosiskompensation bei der aktiven Strahlnachführung (Tracking) auftretende
Überdosierungen verringert und Unterdosierungen verhindert werden. Die Kombination beider Verfahren lässt bessere Dosisverteilungen als die unterbrochene Bestrahlung
(Gating) und klassische Mehrfachbestrahlung (Rescanning) erwarten. Es kann aber ggf. sogar auf die technisch
aufwändige Energiekompensation ( longi udinale aktive
Strahlnachführung) verzichtet werden. Es ist dem Fachmann ersichtlich, dass die vorstehend beschriebenen Ausführungsformen beispielhaft zu verstehen sind, und die Erfindung nicht auf diese beschränkt ist, sondern in vielfältiger Weise variiert werden kann, ohne die Erfindung zu verlassen. Ferner ist ersichtlich, dass die Merkmale unabhängig davon, ob sie in der Beschreibung, den Ansprüchen, den Figuren oder anderweitig offenbart sind auch einzeln wesentliche Bestandteile der Erfindung definieren, selbst wenn sie zusammen mit anderen Merkmalen gemeinsam beschrieben sind.

Claims

Patentansprüche :
1. Verfahren zur Steuerung der Dosisapplikation bei der Bestrahlung eines beweglichen Zielvolumens (32) in einem Körper (30) mit einem energetischen Strahl (27) mit einem Abtast-Verfahren, wobei
ein Bestrahlungsplan (46) für einen oder mehrere Bestrahlungsdurchläufe (j,l<=j<=J) mit einer Vielzahl von Rasterpositionen {i,l<=i<-N) des Zielvolumens (32) erstellt wird, wobei in dem Bestrahlungsplan (46) für die Bestrahlung der Rasterpositionen jeweils eine rasterpositionsabhängige nominelle Teilchenfluenz festgelegt wird,
die Bewegung (33) des Körpers (30) während der Bestrahlung erfasst wird, um die Bewegung der
Rasterpositionen während der Bestrahlung zu ermitteln, die einzelnen Rasterpositionen mit dem Strahl (27) mit rasterpositionsabhängig gesteuerter
Teilchenenergie und Teilchenfluenz nacheinander abgetastet werden, so dass eine
rasterpositionsabhängige Dosis an der jeweiligen
Rasterposition applizierbar ist, wobei:
11) vor der Bestrahlung einer i-ten
Rasterposition der Vielzahl von Rasterpositionen während des Bestrahlungsdurchlaufes unter Verwendung der Bewegungsdaten diejenige Dosis ermittelt wird, welche die i-te Rasterposition bei der Bestrahlung der vorherigen Rasterpositionen {k,l<=k<i) bereits
erhalten hat,
12) vor der Bestrahlung der i-ten
Rasterposition in Abhängigkeit von der ermittelten Dosis, welche die i-te Rasterposition bei der Bestrahlung der vorherigen Rasterpositionen {k,l<=k<i) bereits erhalten hat, ein Kompensationswert (AD1) für die i-te Rasterposition berechnet wird,
13) vor der Bestrahlung der i-ten Rasterposition in Abhängigkeit von dem
Kompensationswert {AD1) für die i-te Rasterposition und von der nominellen Teilchenfluenz (F2 noiI1) für die i-te Rasterposition eine kompensierte Teilchenfluenz für die ί-te Rasterposition berechnet wird, und wobei
14) die i-te Rasterposition mit der für die i-te Rasterposition ermittelten kompensierten
Teilchenfluenz (^komp) bestrahlt wird,
wobei die Schritte il) bis i4) für die Vielzahl der Rasterpositionen (l<=i<=iY) durchgeführt werden.
Verfahren nach Anspruch 1 ,
wobei die Berechnung des Kompensationswertes (D1) für die i-te Rasterposition zumindest teilweise während der Bestrahlung der i-l-ten Rasterposition erfolgt.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei für die Berechnung des Kompensationswertes
(AD1) für die i-te Rasterposition, während der
Bestrahlung die Dosisänderungen über alle 1 von 1 bis i-1 aufsummiert werden, welche die i-te Rasterposition bei der Bestrahlung aller vorher bestrahlter
Rasterpositionen 1 erhalten hat und aus der Summe der Dosisänderungen der Kompensationswert für die
Bestrahlung der i-ten Rasterposition während der
Bestrahlung der i-l-ten Rasterposition berechnet wird. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Kompensationswert für die i-te
Rasterposition ein mit einer Referenzdosis (Olx zef) für die i-te Rasterposition normierter relativer
Korrekturfaktor für die i-te Rasterposition
DU ,
ref
ist und der Korrekturfaktor auf die im
Bestrahlungsplan (46) festgelegte nominelle
Teilchenfluenz (F2 nom) für die i-te Rasterposition angewendet wird, um die kompensierte Teilchenfluenz ( i^kom ) für die i-te Rasterposition zu berechnen.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei ein Therapiekontrollsystem (70, 72, 84) umfasst ist, welches mit einer Steuereinrichtung (82) für die Beschleunigeranlage (21) kommuniziert und ein
Subsystem zur Kontrolle der Teilchenfluenz (72) aufweist, welches die applizierte Teilchenfluenz für alle Rasterpositionen steuert,
wobei der Kompensationswert für die i-te
Rasterposition während der Bestrahlung der i-l-ten Rasterposition in einem Speicher des Subsystems zur Kontrolle der Teilchenfluenz (72) gespeichert wird und nachfolgend das Subsystem zur Kontrolle der
Teilchenfluenz (72) den Kompensationswert für die i-te Rasterposition aus dem Speicher lädt und auf die im Bestrahlungsplan (46) festgelegte nominelle
Teilchenfluenz für die i-te Rasterposition anwendet, um nachfolgend die i-te Rasterposition mit der kompensierten Teilchenfluenz für die i-te
Rasterposition zu bestrahlen. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei während der Bestrahlung der i-ten Rasterposition nicht gleichzeitig die Dosisänderungen zu allen folgenden Rasterpositionen (>=i+l), sondern zunächst die Dosisänderung und der Kompensationswert für die i+l-te Rasterposition berechnet wird und die
Berechnung der Dosisänderungen und der
Kompensationswerte für die folgenden Rasterpositionen (>=i+2) später erfolgt.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei während der Bestrahlung der i-ten Rasterposition nicht gleichzeitig die Dosisänderungen zu allen folgenden Rasterpositionen (>=i+l), sondern zunächst nur die Dosisänderungen für die Rasterpositionen der Isoenergieschicht (320-329), in der die i-te
Rasterposition liegt, berechnet werden und
die Dosisänderungen für die Rasterpositionen der folgenden Isoenergieschichten zumindest teilweise in einer Strahlpause zwischen der Bestrahlung der
Isoenergieschichten berechnet werden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei wenn die Dosisänderung der i-ten Rasterposition vor der Bestrahlung der i-ten Rasterposition bereits größer oder gleich der im Bestrahlungsplan (46) festgelegten Referenzdosis für die i-te Rasterposition ist, die i-te Rasterposition entweder übersprungen oder mit einer im Vorfeld der Bestrahlung festgelegten Mindestfluenz bestrahlt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Intensität des Strahls (27) während der Bestrahlung an die zu applizierende Teilchenfluenz der jeweiligen Rasterposition angepasst wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die rasterpositionsabhängige Verteilung der Teilchenfluenzen für die auf eine Bestrahlungspause folgenden Rasterpositionen für mehrere Bewegungsphasen (m) berechnet und mittels eines Qualitätsindexes (Q) bewertet werden und die Bestrahlung der nächsten
Isoenergieschicht nach einer Strahlpause zwischen der Bestrahlung von zwei Isoenergieschichten in
Abhängigkeit von dem Qualitätsindex (Q) gestartet wird .
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei zumindest eines der folgenden
Bewertungskriterien in den Qualitätsindex (Q)
einfließt :
i) Ähnlichkeit der kompensierten Teilchenfluenzen der Rasterpositionen,
ii) Abweichungen der kompensierten
Teilchenfluenzen von den Teilchenfluenzen der
Referenzdosen,
iii) Reduzierung von Überdosierungen der
nachfolgenden Rasterpositionen,
iv) Zeit bis zum voraussichtlichen Erreichen der zugehörigen Bewegungsphase.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Bestrahlung ein aktives Nachführen des
Strahls (27) in zumindest einer Dimension (x,y,z) als Funktion der ermittelten Bewegungsdaten der
Rasterpositionen des Zielvolumens (32) umfasst, um die Bewegung der momentan bestrahlten Rasterposition des Zielvolumens (32) in der zumindest einen Dimension zu kompensieren .
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Bewegung der Rasterpositionen in
longitudinaler Richtung (z) ermittelt werden, um die Berechnung des rasterpositionsabhängigen
Kompensationswertes zu gestatten, die Bestrahlung aber kein aktives Nachführen der Strahlenergie (E1) als Funktion der ermittelten Bewegungsdaten der
Rasterpositionen des Zielvolumens (32) umfasst.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche,
wobei die Bestrahlung ein aktives Nachführen zumindest einer lateralen Strahlposition (x, y) als Funktion der ermittelten Bewegungsdaten der
Rasterpositionen des Zielvolumens (32) umfasst, um die Bewegung der momentan bestrahlten Rasterposition des Zielvolumens in der zumindest einen lateralen
Dimension (x, y) zu kompensieren, und
wobei die Bewegungen der Rasterpositionen in longitudinaler Richtung [z) erfasst werden, um die Berechnung des rasterpositionsabhängigen
Kompensationswertes trotz Bewegung zu gestatten, die Bestrahlung aber kein aktives Nachführen der
Strahlenergie als Funktion der ermittelten
Bewegungsdaten der Rasterpositionen des Zielvolumens (32) umfasst.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Bestrahlung in mehrere
Bestrahlungsdurchläufe (j,l<j<J) mit jeweils einem Bruchteil der Referenzdosen unterteilt wird, und bei der Berechnung des Kompensationsfaktors für die i-te Rasterposition in einem Bestrahlungsdurchlauf (j) , di Dosen berücksichtigt werden, welche die i-te
Rasterposition in den vorherigen
Bestrahlungsdurchläufen (<j) erhalten hat und welche die ί-te Rasterposition während der Bestrahlung der vorherigen Rasterpositionen in dem aktuellen
Bestrahlungsdurchlauf (j) erhalten hat.
Bestrahlungsvorrichtung zur Bestrahlung eines
beweglichen Zielvolumens in einem Körper mit einem energetischen Strahl (27) mit einem Abtast -Verfahren, insbesondere mit dem Verfahren gemäß einem der vorstehenden Ansprüche, umfassend
eine Bestrahlungsplanungseinrichtung (42, 44) welche eingerichtet ist, um Daten von einem
zeitauflösenden BildgebungsSystem (42) zu verarbeiten und anhand dieser Daten einen Bestrahlungsplan (46) für einen oder mehrere Bestrahlungsdurchläufe mit einer Vielzahl von Rasterpositionen ( l<=i<=N) des Zielvolumens (32) zu erstellen und abzuspeichern, wobei der Bestrahlungsplan (46) für die Bestrahlung der Rasterpositionen jeweils einen Referenz-Datensatz mit zumindest Positionsdaten der jeweiligen
Rasterposition und einer rasterpositionsabhängigen zu applizierenden nominellen Teilchenfluenz (FJ nom) enthält ,
eine Bewegungserfassungseinrichtung (58), mit welcher die Bewegung (33) des Körpers (30) während de Bestrahlung erfassbar ist, um die Bewegung der
Rasterpositionen während der Bestrahlung zu ermitteln ein Therapiekontrollsystem (70, 72, 84), welches eingerichtet ist, die Bestrahlungsvorrichtung so zu steuern, dass die einzelnen Rasterpositionen mit dem Strahl (27) mit rasterpositionsabhängig gesteuerter Teilchenenergie und Teilchenfluenz nacheinander abgetastet werden, so dass eine
rasterpositionsabhängige Dosis an der jeweiligen Rasterposition applizierbar ist, und die vor der Bestrahlung abgespeicherten Datensätze des
Bestrahlungsplans während der Bestrahlung auszulesen und zu verändern,
wobei das Therapiekontrollsystem (70, 72, 84) ferner eingerichtet ist:
11) vor der Bestrahlung einer i-ten Rasterposition der Vielzahl von Rasterpositionen während des Bestrahlungsdurchlaufes unter Verwendung der Bewegungsdaten diejenige Dosis zu ermitteln, welche die i-te Rasterposition bei der Bestrahlung der vorherigen Rasterpositionen (l<=k<i) bereits erhalten hat ,
12) vor der Bestrahlung der i-ten Rasterposi ion in Abhängigkeit von der ermittelten Dosis, welche die i-te Rasterposition bei der
Bestrahlung der vorherigen Rasterpositionen (l<~k<i) bereits erhalten hat, einen Kompensationswert für die i-te Rasterposition zu berechnen,
13) vor der Bestrahlung der i-ten Rasterposition in Abhängigkeit von dem
Kompensationswert für die i-te Rasterposition und von dem im Bestrahlungsplan (46) festgelegten
Referenzdatensatz für die i-te Rasterposition einen veränderten Datensatz mit kompensierter Teilchenfluenz (■F^komp) für die i-te Rasterposition zu berechnen, und
14) die Bestrahlungsvorrichtung so zu steuern, dass die ί-te Rasterposition mit der berechneten kompensierten Teilchenfluenz (Ρ οπ,ρ) bestrahlt wird,
wobei das Therapiekontroilsystem (70, 72, 84) eingerichtet ist, die Schritte il) bis i4)
nacheinander für die Vielzahl der Rasterpositionen (l<=i<=N) durchzuführen.
17. Bestrahlungsvorrichtung nach Anspruch 16,
wobei das Therapiekontrollsystem (70, 72, 84) eingerichtet ist, die Berechnung des
Kompensationswertes für die i-te Rasterposition zumindest teilweise während der Bestrahlung der ί-1-ten Rasterposition durchzuführen .
18. Bestrahlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche ,
wobei das Therapiekontrollsystem (70, 72, 84) eingerichtet ist, für die Berechnung des
Kompensationswertes für die i-te Rasterposition während der Bestrahlung die Dosisänderungen über alle i von 1 bis i-1 aufzusummieren, welche die i-te Rasterposition bei der Bestrahlung aller vorher bestrahlter Rasterpositionen 1 erhalten hat und aus der Summe der Dosisänderungen den Kompensationswert für die Bestrahlung der i-ten Rasterposition während der Bestrahlung der ί-1-ten Rasterposition zu berechne .
19. Bestrahlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche ,
wobei das Therapiekontrollsystem (70, 72, 84) eingerichtet ist, den Kompensationswert für die i-te Rasterpositxon als einen mit einer Referenzdosis für die i-te Rasterposition normierten relativen
Korrekturfaktor für die i-te Rasterposition zu berechnen und den Korrekturfaktor auf die im
Bestrahlungsplan festgelegte nominelle Teilchenfluenz (-P^nom) für die i-te Rasterposition anzuwenden, um die kompensierte Teilchenfluenz (P^komp) für die i-te
Rasterposition zu berechnen.
Bestrahlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche ,
wobei das Therapiekontrollsystem (70, 72, 84) ein Subsystem zur Kontrolle der Teilchenfluenz (72) aufweist, welches die applizierte Teilchenfluenz für alle Rasterpositionen steuert und eine
Recheneinrichtung (84), welche den Kompensationswert für die i-te Rasterposition während der Bestrahlung der i-l-ten Rasterposition berechnet und in einem Speicher des Subsystems zur Kontrolle der
Teilchenfluenz (72) speichert, so dass unmittelbar vor der Bestrahlung der ί-ten Rasterposition der
Kompensationswert für die ί-te Rasterposition für das Subsystem zur Kontrolle der Teilchenfluenz (72) zum Laden aus dem Speicher bereit steht und wobei das Subsystem (72) den geladenen Kompensationswert auf die im Bestrahlungsplan (46) festgelegte nominelle
Teilchenfluenz für die i-te Rasterposition anwendet, um nachfolgend die i-te Rasterposition mit der
kompensierten Teilchenfluenz für die i-te
Rasterposition zu bestrahlen.
Bestrahlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Therapiekontrollsystem (70, 72, 84) eingerichtet ist, während der Bestrahlung der i- ten Rasterposition nicht gleichzeitig die
Dosisänderungen zu allen folgenden Rasterpositionen, sondern zunächst die Dosisänderung und der
Kompensationswert für die ί+1-te Rasterposition zu berechnen und die Berechnung der Dosisänderungen und der Kompensationswerte für die folgenden
Rasterpositionen erst später durchzuführen.
22. Bestrahlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche ,
wobei das Therapiekontrollsystem (70, 72, 84)
eingerichtet ist, während der Bestrahlung der i-ten Rasterposition nicht gleichzeitig die Dosisänderungen zu allen folgenden Rasterpositionen (i<o<=2V), sondern zunächst nur die Dosisänderungen für die
Rasterpositionen der Isoenergieschicht, in der die i-te Rasterposition liegt, zu berechnen und
die Dosisänderungen für die Rasterpositionen der folgenden Isoenergieschichten in einer Strahlpause zwischen der Bestrahlung der Isoenergieschichten zu berechne .
23. Bestrahlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Therapiekontrollsystem (70, 72, 84) eingerichtet ist, die i-te Rasterposition entweder zu überspringen oder mit einer im Vorfeld der
Bestrahlung festgelegten Mindestdosis zu bestrahlen, wenn die Dosisänderung der i-ten Rasterposition vor der Bestrahlung der i-ten Rasterposition bereits größer oder gleich der im Bestrahlungsplan
festgelegten Referenzdosis für die i-te Rasterposition ist ,
Bestrahlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Therapiekontrollsystem (70, 72, 84) eingerichtet ist, während der Bestrahlung eine an die zu applizierende Teilchenfluenz der jeweiligen Rasterposition angepasste Intensität des Strahls an der Beschleunigeranlage anzufordern.
Bestrahlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Therapiekontrollsystem (70, 72, 84) eingerichtet ist, die rasterpositionsabhängige Verteilung der Teilchenfluenzen für die auf eine Strahlpause folgenden Rasterpositionen für mehrere Bewegungsphasen zu berechnen und mittels eines
Qualitätsindexes (Q) zu bewerten und die Bestrahlung der nächsten Isoenergieschicht nach einer Strahlpause zwischen der Bestrahlung von zwei Isoenergieschichten in Abhängigkeit von dem Qualitätsindex zu starten.
Bestrahlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei zumindest eines der folgenden
Bewertungskriterien in den Qualitätsindex einfließt: i) Ähnlichkeit der kompensierten Teilchenfluenzen der Rasterpositionen,
ii) Abweichungen der kompensierten
Teilchenfluenzen von den Teilchenfluenzen der
Referenzdosen ,
iii) Reduzierung von Überdosierungen der
nachfolgenden Rasterpositionen,
iv) Zeit bis zum voraussichtlichen Erreichen der zugehörigen Bewegungsphase.
27. Bestrahlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Therapiekontrollsystem (70, 72, 84) eingerichtet ist, den Strahl in zumindest einer Dimension als Funktion der ermittelten Bewegungsdaten der Rasterpositionen des Zielvolumens (32) aktiv der Bewegung der momentan bestrahlten Ras erposition des Zielvolumens (32) nachzuführen, um die Bewegung der momentan bestrahlten Rasterposition des Zielvolumens (32) in der zumindest einen Dimension zu kompensieren.
28. Bestrahlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Bewegungs-Erfassungseinrichtung (58) eingerichtet ist, die Bewegung der
Rasterpositionen in longitudinaler Richtung zu
erfassen, um die Berechnung des
rasterpositionsabhängigen Kompensationswertes trotz Bewegung zu gestatten, das Therapiekontrollsystem (70, 72, 84) aber kein aktives Nachführen der Strahlenergie als Funktion der ermittelten Bewegungsdaten der
Rasterpositionen des Zielvolumens (32) durchführt.
29. Bestrahlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche ,
wobei das Therapiekontrollsystem (70, 72, 84) eingerichtet ist, den Strahl in zumindest einer lateralen Dimension (x, y) als Funktion der
ermittelten Bewegungsdaten der Rasterpositionen des Zielvolumens (32) aktiv der Bewegung der momentan bestrahlten Rasterposition des Zielvolumens
nachzuführen, um die Bewegung der momentan bestrahlten Rasterposition des Zielvolumens (32) in der zumindest einen lateralen Dimension zu kompensieren, und
wobei die Bewegungserfassungseinrichtung (58) eingerichtet ist, die Bewegung der Rasterpositionen auch in longitudinaler Richtung (z) zu erfassen, um die Berechnung des rasterpositionsabhängigen
Kompensationswertes zu gestatten, das
Therapiekontrollsystem (70, 72, 84} aber kein aktives Nachführen der Strahlenergie als Funktion der
ermittelten Bewegungsdaten der Rasterpositionen des Zielvolumens (32) durchführt.
Bestrahlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Bestrahlungsplanungseinrichtung (42, 44) eingerichtet ist, die Bestrahlung in mehrere Bestrahlungsdurchläufe mit jeweils einem Bruchteil der Referenzdosen zu unterteilen, und das
Therapiekontrollsystem (70, 72, 84) eingerichtet ist, bei der Berechnung des Kompensationsfaktors für die i-te Rasterposition in einem Bestrahlungsdurchlauf, die Dosen zu berücksichtigen, welche die i-te
Rasterposition in den vorherigen
Bestrahlungsdurchläufen erhalten hat und welche die i-te Rasterposition während der Bestrahlung der vorherigen Rasterpositionen in dem aktuellen
Bestrahlungsdurchlauf erhalten hat.
PCT/EP2010/062737 2009-11-26 2010-08-31 Verfahren und vorrichtung zur steuerung der dosisapplikation bei der bestrahlung WO2011064004A1 (de)

Priority Applications (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PL10752535T PL2504061T3 (pl) 2009-11-26 2010-08-31 Sposób i urządzenie do sterowania aplikacją dawki przy naświetlaniu
DK10752535.4T DK2504061T3 (da) 2009-11-26 2010-08-31 Fremgangsmåde og indretning til styring af dosistilførslen under bestrålingen
EP10752535.4A EP2504061B1 (de) 2009-11-26 2010-08-31 Verfahren und vorrichtung zur steuerung der dosisapplikation bei der bestrahlung
JP2012540330A JP5539529B2 (ja) 2009-11-26 2010-08-31 照射中に線量付与を制御する方法及び装置
US13/512,040 US9119962B2 (en) 2009-11-26 2010-08-31 Method and device for controlling dosage application during irradiation
CN201080062344.5A CN102725029B (zh) 2009-11-26 2010-08-31 用于在辐照期间控制剂量施用的方法和装置

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102009055902.7 2009-11-26
DE102009055902A DE102009055902B4 (de) 2009-11-26 2009-11-26 Verfahren und Vorrichtung zur Steuerung der Dosisapplikation bei der Bestrahlung

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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014524271A (ja) * 2011-08-04 2014-09-22 ゲーエスイー ヘルムホルッツェントゥルム フュア シュヴェリオネンフォルシュンク ゲーエムベーハー 改良型エネルギ変調器
US20150100250A1 (en) * 2012-05-14 2015-04-09 Thilo Elsässer Method and Device for Determining an Irradiation Plan for a Particle Irradiation System
JP2015510781A (ja) * 2012-03-05 2015-04-13 ゲーエスイー ヘルムホルッツェントゥルム フュア シュヴェリオネンフォルシュンク ゲーエムベーハー 標的体積に照射するための方法および照射設備

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102009058294A1 (de) 2009-12-05 2011-06-09 Gsi Helmholtzzentrum Für Schwerionenforschung Gmbh Bestrahlungsverfahren und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens
DE102011018613B4 (de) * 2011-04-21 2016-05-12 Gsi Helmholtzzentrum Für Schwerionenforschung Gmbh Bestrahlungsanlage mit mehreren einstellbaren Messbereichen einer Strahlmonitoreinrichtung und Steuerverfahren für diese Bestrahlungsanlage
DE102011056882B4 (de) 2011-12-22 2015-07-02 Gsi Helmholtzzentrum Für Schwerionenforschung Gmbh Ermittlung eines Dosiseintrags in ein zu bestrahlendes Objekt
DE102011089748A1 (de) * 2011-12-23 2013-07-25 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Nachführung eines Strahls für die Bestrahlung eines bewegten Zielvolumens und Strahlentherapiegerät
JP5872328B2 (ja) * 2012-02-29 2016-03-01 株式会社日立製作所 小型・軽量ガントリおよびこれを用いた粒子線治療装置
DE102012010707A1 (de) * 2012-05-30 2013-12-05 Carl Zeiss Microscopy Gmbh Verfahren und vorrichtung zum abrastern einer oberfläche einesobjekts mit einem teilchenstrahl
US9063165B2 (en) * 2012-06-01 2015-06-23 Landauer, Inc. System for motion and activity correlation with dose for occupational and environmental dosimetry
DE102012112348B4 (de) 2012-12-14 2014-11-06 Gsi Helmholtzzentrum Für Schwerionenforschung Gmbh Bestrahlungsplanung einer Partikelbestrahlung unter Berücksichtigung einer Bewegung eines Zielvolumens
DE102014211150A1 (de) * 2014-06-11 2015-12-17 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Betreiben eines Computertomographen und Computertomograph
US20160030769A1 (en) * 2014-08-01 2016-02-04 Phenix Medical Llc Method and device for fast raster beam scanning in intensity-modulated ion beam therapy
DE102016200433B4 (de) * 2016-01-15 2024-05-23 Siemens Healthineers Ag Verfahren zur Planung einer Bestrahlung eines Patienten und Bestrahlungsplanungseinheit
EP3332755B1 (de) * 2016-12-08 2019-07-03 Ion Beam Applications Partikeltherapievorrichtung zur augenbehandlung
WO2018202285A1 (en) * 2017-05-03 2018-11-08 Raysearch Laboratories Ab System and method for ion based radiotherapy treatment planning
US10617888B2 (en) * 2017-09-22 2020-04-14 Reflexion Medical, Inc. Systems and methods for shuttle mode radiation delivery
JP7090451B2 (ja) * 2018-03-29 2022-06-24 住友重機械工業株式会社 荷電粒子線治療装置
JP7406470B2 (ja) * 2020-08-11 2023-12-27 株式会社日立製作所 粒子線照射システム及びその制御方法並びに粒子線照射システムの制御装置
EP3957361A1 (de) * 2020-08-21 2022-02-23 RaySearch Laboratories AB Statische vorrichtung zur verwendung in einer strahlentherapiebehandlung und entwurfsverfahren für eine solche vorrichtung
CN115040792B (zh) * 2022-03-25 2023-03-07 中国原子能科学研究院 一种质子治疗电离室信号发生装置
US20230310887A1 (en) * 2022-03-29 2023-10-05 Varian Medical Systems, Inc. Dose smearing effect modeling for radiation treatment plan

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102005063220A1 (de) 2005-12-22 2007-06-28 GSI Gesellschaft für Schwerionenforschung mbH Vorrichtung zum Bestrahlen von Tumorgewebe eines Patienten mit einem Teilchenstrahl
DE102007045879A1 (de) * 2007-09-25 2009-04-02 Gesellschaft für Schwerionenforschung mbH Verfahren und Vorrichtung zur Bestrahlung eines bewegten Zielvolumens

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6148272A (en) * 1998-11-12 2000-11-14 The Regents Of The University Of California System and method for radiation dose calculation within sub-volumes of a monte carlo based particle transport grid
IT1308621B1 (it) * 1999-02-19 2002-01-09 Fabio Paolo Marchesi Dispositivo di irraggiamento del corpo umano per il trattamentoprofondo dei tessuti.
DE10010523C2 (de) * 2000-03-07 2002-08-14 Schwerionenforsch Gmbh Ionenstrahlanlage zur Bestrahlung von Tumorgewebe
CA2525777A1 (en) * 2003-06-02 2004-12-16 Fox Chase Cancer Center High energy polyenergetic ion selection systems, ion beam therapy systems, and ion beam treatment centers
JP2007531556A (ja) * 2003-12-02 2007-11-08 フォックス・チェイス・キャンサー・センター 放射線治療用のレーザー加速陽子を変調する方法
CA2616304A1 (en) * 2005-07-22 2007-02-01 Tomotherapy Incorporated System and method of delivering radiation therapy to a moving region of interest
EP1909904B1 (de) * 2005-07-25 2013-09-04 Karl Otto Verfahren und geräte zur planung von strahlentherapien
SE530825C2 (sv) * 2006-05-04 2008-09-23 Scanditronix Wellhoefer Ab Metod och anordning för bestämning av en korrektionsfaktor för en strålningsdosimeter genom integrering av bidrag från förberäknade fluensspektra
DE102007014715B4 (de) * 2007-03-23 2019-05-09 Gsi Helmholtzzentrum Für Schwerionenforschung Gmbh Bestimmung von Steuerparametern für eine Bestrahlung eines bewegten Zielvolumens in einem Körper
JP5071849B2 (ja) * 2007-08-20 2012-11-14 独立行政法人放射線医学総合研究所 スキャニング照射装置
US8267334B2 (en) * 2007-10-11 2012-09-18 Mando Corporation Solenoid valve for brake system

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102005063220A1 (de) 2005-12-22 2007-06-28 GSI Gesellschaft für Schwerionenforschung mbH Vorrichtung zum Bestrahlen von Tumorgewebe eines Patienten mit einem Teilchenstrahl
DE102007045879A1 (de) * 2007-09-25 2009-04-02 Gesellschaft für Schwerionenforschung mbH Verfahren und Vorrichtung zur Bestrahlung eines bewegten Zielvolumens

Non-Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
"C. Bert Bestrahlungsplanung für bewegte Zielvolumina in der Tumortherapie mit gescanntem Kohlenstoffstrahl", TU DARMSTADT, 2006
BERT CHRISTOPH ET AL: "4D treatment planning for scanned ion beams", RADIATION ONCOLOGY, BIOMED CENTRAL LTD, LO LNKD- DOI:10.1186/1748-717X-2-24, vol. 2, no. 1, 3 July 2007 (2007-07-03), pages 24, XP021030775, ISSN: 1748-717X *
JÄKEL; KRÄMER: "Treatment planning for heavy ion irradiation", PHYS. MED., vol. 14, pages 53 - 62
KRÄMER ET AL.: "Treatment planning for heavy-ion radiotherapy: calculation and optimization of biologically effective dose", PHYS MED BIOL, vol. 45, 2000, pages 3319 - 3330, XP007914482, DOI: doi:10.1088/0031-9155/45/11/314
KRÄMER ET AL.: "Treatment planning for heavy-ion radiotherapy: physical beam model and dose optimization", PHYS MED BIOL, vol. 45, 2000, pages 33299 - 3317
S.O. GRÖTZINGER: "Volume Conformal Irradiation of Moving Target Volumes with scanned ion beams", TU DARMSTADT, 2004

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014524271A (ja) * 2011-08-04 2014-09-22 ゲーエスイー ヘルムホルッツェントゥルム フュア シュヴェリオネンフォルシュンク ゲーエムベーハー 改良型エネルギ変調器
JP2015510781A (ja) * 2012-03-05 2015-04-13 ゲーエスイー ヘルムホルッツェントゥルム フュア シュヴェリオネンフォルシュンク ゲーエムベーハー 標的体積に照射するための方法および照射設備
JP2018079341A (ja) * 2012-03-05 2018-05-24 ゲーエスイー ヘルムホルッツェントゥルム フュア シュヴェリオネンフォルシュンク ゲーエムベーハー 標的体積に照射するための方法および照射設備
US20150100250A1 (en) * 2012-05-14 2015-04-09 Thilo Elsässer Method and Device for Determining an Irradiation Plan for a Particle Irradiation System
US10634624B2 (en) * 2012-05-14 2020-04-28 Siemens Aktiengesellschaft Method and device for determining an irradiation plan for a particle irradiation system

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