DE69426036T2

DE69426036T2 - System zur Strahlungstherapie

Info

Publication number: DE69426036T2
Application number: DE69426036T
Authority: DE
Inventors: Timothy Holmes; Thomas Rockwell Mackie; Stuart Swerdloff
Original assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Current assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date: 1993-06-09
Filing date: 1994-06-08
Publication date: 2001-05-17
Anticipated expiration: 2014-06-09
Also published as: EP0810005A3; EP0810006B1; EP0703805B1; DE69409234T2; US5724400A; DE69425762D1; WO1994028971A2; JPH08511452A; IL109960A0; EP0810006A2; EP0703805A1; DE69426036D1; EP0810005B1; DE69409234D1; EP0810005A2; IL109960A; DE69425762T2; EP0810006A3; WO1994028971A3; IL122219A

Description

Gebiet der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein Strahlentherapiegeräte zur Behandlung von Tumoren u. dgl.

Beschreibung des Standes der Technik

Medizinische Geräte für die Strahlentherapie mit höher Energiestrahlung werden zur Behandlung von Tumorgewebe verwendet. Die Dosierung und Positionierung der Dosis müssen genau gesteuert werden, um sicherzustellen, dass der Tumor ausreichend Strahlung erhält, um zerstört zu werden, und dass gleichzeitig die Schädigung des umgebenden und angrenzenden Nicht-Tumorgewebes minimiert wird.
Die Strahlentherapie mit externer Quelle arbeitet mit einer Strahlenquelle, die außerhalb des Patienten angeordnet ist, typischerweise mit einem Radioisotop wie etwa &sup6;&sup0;Co oder einer energiereichen Röntgenstrahlenquelle wie etwa einem Linearbeschleuniger. Die externe Quelle erzeugt einen ausgerichteten Bestrahlungsstrahl, der entlang einer Bestrahlungsachse auf eine Tumorstelle gelenkt wird. Obwohl die Strahlentherapie mit externer Quelle die Nachteile chirurgisch invasiver Verfahren umgeht, bestrahlt sie ungünstiger-, jedoch notwendigerweise ein signifikantes Volumen an gesundem, nicht-tumorösem Gewebe innerhalb des Wegs des Bestrahlungsstrahls, während dieser durch den Patienten zur Tumorstelle gelangt.
Die nachteilige Wirkung der Bestrahlung von gesundem Gewebe kann verringert werden, während eine bestimmte Strahlendosis im Tumorgewebe aufrechterhalten wird, indem der Bestrahlungsstrahl entlang einer Vielzahl an Strahlungsachsen in den Patienten projiziert wird, wobei die Strahlen an der Tumorstelle konvergieren. Wenn der Bestrahlungsstrahl entlang einer Vielzahl an Bestrahlungsachsen gelenkt wird, verändern sich die jeweiligen Volumenselemente an gesundem Gewebe entlang des Bestrahlungswegs, wobei die Gesamtdosis für jedes derartige Element an gesundem Gewebe während der gesamten Behandlung verringert wird.
Strahlen können entlang einer Vielzahl an Bestrahlungsachsen in drei Dimensionen auf einen Tumor gerichtet sein. Durch Richten des Bestrahlungsstrahls auf die Tumorstelle in unterschiedlichen Winkeln in drei Dimensionen wird die Tumorstelle aus der größtmöglichen Anzahl an Richtungen "unter Beschuss genommen" und einzelne Voxel an gesundem Gewebe, die von dem Bestrahlungsstrahl durchquert werden, erhalten eine niedrige Strahlungsdosis.
Die US 4230129 offenbart eine Vorrichtung zur Behandlung von Tumoren, bei der ein C-förmiges Jochelement einen zu behandelnden Patienten teilweise umgibt. Das Jochelement trägt ein Paar Radiofrequenzapplikatoren, die an einander gegenüberliegenden Enden einer Achse angeordnet sind, die durch den zu behandelnden Tumor hindurchgeht, wobei die Applikatoren entlang des bogenförmigen Wegs des Jochs beweglich sind. Weiters ist das Joch selbst drehbar, um Bewegung der Applikatoren in einem bogenförmigen Weg um eine zweite Achse zu ermöglichen, die die erste Achse am Punkt der Position des Tumors schneidet. Die Radiofrequenzapplikatoren können mit einem Ausgang eines Körperscanners verbunden sein.
Die Bestrahlung von gesundem Gewebe wird auch dadurch verringert, indem der Bestrahlungsstrahl genau auf den allgemeinen Querschnitt (senkrecht zur Bestrahlungsachse) des Tumors ausgerichtet wird. Es bestehen zahlreiche Systeme zur Erzeugung einer solchen Umfangsausrichtung, von denen einige mit mehreren Gleitblenden arbeiten, die stückweise eine strahlenundurchlässige Maske von beliebiger Kontur erzeugen können.
Neben der Verringerung der Bestrahlung von gesundem Gewebe kann ein eng ausgerichteter Strahl auch die Dauer einer Therapiesitzung verkürzen. Somit kann ein Strahl verwendet werden, der den gesamten Querschnitt eines Tumors aus der Sicht der Strahlungsquelle umfaßt, während die Quelle zu unterschiedlichen Winkeln gedreht wird. In solchen "Dickstrahl"systemen wird die Bestrahlung von gesundem Gewebe um einen Tumor eingeschränkt, indem der Bestrahlungsstrahl auf den allgemeinen Querschnitt des Tumors ausgerichtet wird (senkrecht zur Achse des Bestrahlungsstrahls). Bei Verwendung eines solchen Kollimators mit einem dicken Strahl kann die Bestrahlung aus einer begrenzten Anzahl an Winkeln erfolgen, sodass die Therapiesitzungen rasch durchgeführt werden können.
Die Behandlung von Tumoren, die in einer einzelnen Ebene konvex sind, kann in einfacher Weise durch Einschränken der unterschiedlichen Bestrahlungsachsen des Strahls auf Winkel innerhalb dieser Ebene erfolgen. Bei solchen Tumoren kann eine einzige Drehung der Strahlungsquelle um eine geeignete Rotationsachse den Tumor richtig bestrahlen. Ein herkömmliches System, das die Bestrahlungsachse auf eine einzige Ebene beschränkt, ist jedoch zur Bestrahlung von Tumoren ungeeignet, die innerhalb einer Rotationsebene konkav sind, was üblicherweise der Fall ist.
Somit sind im Allgemeinen mehrere gelenkige Strahlungsquellen aufgrund ihrer uneingeschränkten Fähigkeit, Tumoren aus praktisch jedem Winkel zu bestrahlen, vorzuziehen, wodurch die Bestrahlung einzelner Voxel an gesundem Gewebe minimiert wird und auf Tumoren, die in einer einzelnen Ebene konvex sind, ungeachtet der räumlichen Ausrichtung der Ebene in dieser Ebene abgezielt werden kann.
Um die Dosisplatzierung noch zu präzisieren, könnte eine mehrfach gelenkige Strahlungsquelle unter Einsatz von Scheibentherapie verwendet werden.
Bei der Scheibentherapie wird ein Kollimator zwischen einer Strahlungsquelle und einem Patienten verwendet. Der Kollimator läßt einen dünnen Fächerstrahl durch, der auf eine Scheibe des zu bestrahlenden Tumors gerichtet ist, indem auf jede Tumorscheibe getrennt abgezielt wird, wobei die innerhalb des tumorösen Gewebes und auf die umgebenden Bereiche gerichtete Strahlung innerhalb von zur Scheibenebene parallelen Ebenen gehalten werden kann.
In jedem System, sei es ein Einzelebenen- oder mehrfach gelenkiges System unter Einsatz von Scheibentherapie, können zwar dünne Scheiben die Strahlung genauer zuführen, doch je dünner die Scheiben gemacht werden, desto mehr Rollengerüstdrehungen sind erforderlich, um einen bestimmten Tumor zu bestrahlen. Dies verlängert die Behandlungszeit, da die Geschwindigkeit der Rollengerüstdrehung durch seine Fluenz beschränkt ist, die ungeachtet der Fächerstrahlbreite im Wesentlichen konstant ist. Wenn die Geschwindigkeit der Rollengerüstdrehung erhöht wird, nimmt die von der Tumorscheibe absorbierte Strahlung ab.
In ähnlicher Weise führt eine Zunahme der Zahl an Bestrahlungswinkeln zu präziserer Bestrahlung. Doch die Therapiezeit zur vollständigen Bestrahlung eines Tumors nimmt mit steigender Anzahl an Bestrahlungswinkeln zu.
Der Kompromiss zwischen Behandlungszeit und -präzision wird anhand von zwei entgegengesetzten Konstruktionsansätzen für ein Kompensator-basiertes System veranschaulicht. Ein Konstruktionsansatz verwendet einen dicken Strahl unter Einsatz eines Umfangskollimators in einer Einzelebene. Diese Konstruktion sorgt für rasche Therapie, jedoch große Pixel und somit grobe Fluenzregulierung. Der zweite Konstruktionsansatz sieht die Verwendung eines dünnen Strahls und einer großen Anzahl an Bestrahlungswinkeln vor, erfordert mehr Zeit pro Therapiesitzung und erzeugt eine feinere Fluenzregulierung.
Neben der geringeren Geschwindigkeit ist die Bestrahlung mit einer mehrfach gelenkigen Maschine auch kostspieliger, da die Bestrahlungsschranken komplexer sind. In jeder Konfiguration eines Strahlentherapiegeräts ist es wichtig, unkontrollierte Streustrahlung in einer Therapieregion einzuschränken. Unkontrollierte Strahlung kann aus dem Therapiegerät zurück in einen Patienten oder den Operateur streuen. Streustrahlung aus einer mehrfach gelenkigen Quelle erfordert eine Schutzschranke, die zu jedem Zeitpunkt der Strahlungsquelle gegenüberliegt, wobei sich der Patient zwischen der Quelle und der Schranke befindet.
Im Idealfall absorbiert die erste Schutzschranke die durch den Patienten hindurch gelangenden, nicht abgeschwächten Röntgenstrahlen. Bei einer mehrfach gelenkigen Quelle muss die erste Schranke beweglich sein, um jeden Winkel, welcher der Strahlungsquelle direkt gegenüberliegt, einzunehmen.
Die US 4233519 offenbart ein Strahlentherapiegerät, das ein Tragemittel zum Drehen einer Strahlungsquelle um einen Zielbereich umfasst, in dem ein Untersuchungsobjekt auf einem Behandlungstisch positioniert werden kann. Ein zurückziehbarer Strahlenunterbrecher ist am Tragemittel befestigt und kann so positioniert werden, dass er Strahlung aufnimmt, die durch den Zielbereich hindurchgeht. Das Zurückziehen des Strahlenunterbrechers ermöglicht das problemlose Bewegen von Technikern usw. um einen Patienten auf einem Behandlungstisch, bevor die Behandlung beginnt.
Die EP 0113879 beschreibt ein CT-Gerät zum spiralförmigen Abtasten eines Untersuchungsobjekts, bei dem einen Röntgenstrahlenquelle fächerförmige Röntgenstrahlen zu einem Untersuchungsobjekt hin sendet. Eine der Röntgenstrahlenquelle gegenüberliegende Detektoranordnung detektiert Röntgenstrahlen, die durch das Untersuchungsobjekt hindurchgegangen sind. Die Röntgenstrahlenquelle und die Detektoranordnung drehen sich um eine Längsachse durch das abzutastende Untersuchungsobjekt, wobei das Untersuchungsobjekt entlang dieser Achse auf einem Behandlungstisch bewegt werden kann.

Zusammenfassung der Erfindung

Die vorliegende Erfindung verwendet eine verbesserte Architektur für Strahlentherapiegeräte, bei der die Bewegung der Strahlungsquelle auf eine einzelne Ebene eingeschränkt ist. Diese Einzelebenen-Konfiguration bietet gegenüber mehrfach gelenkigen Systemen einige Vorteile.
Konkret stellt die vorliegende Erfindung ein Strahlentherapiegerät bereit, das eine Strahlungsquelle aufweist, die einen Bestrahlungsstrahl in einer Vielzahl von Winkeln innerhalb einer Rollengerüstebene auf einen Patienten mit einem Behandlungsvolumen lenkt, wobei der Strahl eine Vielzahl benachbarter Einzelstrahlen umfasst, die um einen zentralen Einzelstrahl divergieren, wobei der Strahl, wenn er nicht eingeschlossen ist, ein Strahlungsfenster auf dem Patienten begrenzt, wobei das Strahlengerät umfasst:
ein Patienten-Tragemittel, das entlang einer Translationsachse angeordnet ist, um einen Patienten zu tragen und den Patienten entlang der Translationsachse zu bewegen; und
ein Bewegungsmittel, um die Strahlungsquelle um eine Rotationsachse zu bewegen, während der Tisch entlang der Translationsachse bewegt wird;
wodurch der zentrale Einzelstrahl einen spiralförmigen Weg durch den Patienten beschreibt.
Ein Kompensator kann zwischen der Strahlungsquelle und dem Patienten positioniert sein, um den Strahl aufzufangen, und reguliert die Intensität jedes Strahls gemäß einem Steuersignal auf der Basis des Rollengerüstwinkels und der Position des Translationstisches oder eines anderen Patiententragemittels.
Das Rollengerüst und die Strahlungsquelle können innerhalb eines ringförmigen Gehäuses eingschlossen sein, welches das vom Rollengerüst umschriebene Volumen umfasst. Diese Konfiguration stellt sicher, dass sich der Tisch oder der Patient oder der Operateur außerhalb des Wegs der sich drehenden Strahlungsquelle befinden. Eine erste Schranke kann zur Drehung innerhalb des Rollengerüsts diametral gegenüber der Strahlungsquelle positioniert sein. Die erste Schranke fängt Strahlung auf und blockt sie ab, wenn sie aus dem Patienten gelangt. Das ringförmige Gehäuse des Rollengerüsts kann auch aus Materialien bestehen, die Streuabschirmung bieten, um sie als stationäre zweite Schranke zur Einschränkung der Streustrahlung innerhalb einer Therapieregion zu verwenden. Da sich die zweite Schranke nicht mit der Strahlungsquelle drehen muss, kann sie schwerer und wirkungsvoller sein.
In einer Ausführungsform der Erfindung dreht sich das Rollengerüst kontinuierlich, während der Tumor entlang der Rotationsachse translatiert wird, sodass ein Volumen willkürlicher Länge behandelt werden kann. Der Kompensator wird als Funktion des Rollengerüstwinkels und der Tischposition reguliert.
Es ist daher ein weiteres Ziel der Erfindung, die vereinfachte Architektur gemäß vorliegender Erfindung solcherart zu verwenden, dass die Volumina, die sich entlang der Rotationsachse und breiter als der Bestrahlungsstrahl erstrecken, glättend bestrahlt werden können. Wie dies nachstehend ausführlich beschrieben wird, glättet der resultierende spiralförmige Weg der sich ändernden Bestrahlungsachse (erzeugt durch kontinuierliche Drehung des Rollengerüsts und gleichzeitige Tischbewegung) das bestrahlte Feld und verkleinert "Lücken" oder "Hotspots" im bestrahlten Feld.
Außerdem verbessert das spiralförmige Abtasten die Behandlungsgeschwindigkeit, da es nun überflüssig ist, den Patienten für Neupositionierungen zwischen 360º-Drehungen des Rollengerüsts zu beschleunigen und wieder zu verlangsamen, wie es notwendig sein kann, wenn der Patient entlang einer Reihe unterschiedlicher Scheiben behandelt wird, die senkrecht zur Rotationsachse verlaufen und entlang der Translationsachse voneinander getrennt sind.
Gemäß einer bevorzugten Anordnung kann das Rollengerüst nicht nur eine Strahlungsquelle für die Strahlentherapie tragen, sondern auch eine Röntgenstrahlenquelle niedriger Energie und eine ihr gegenüber angeordnete Detektoranordnung zur Erfassung von Daten für computerisierte tomographische Rekonstruktionen, während sich das Rollengerüst dreht.
Ein Ziel der Erfindung ist die Verkürzung der Zeit und Verbesserung der Genauigkeit von Therapieplanung und Therapiesitzungen, sodass beide in kurzer Abfolge durchgeführt werden können. Durch Einschränken der Bewegungsfreiheit des Strahlentherapiesystems auf eine einzige Ebene wird die Korrelation zwischen den durch das tomographische bildgebende System erzeugten Daten und den zur Steuerung des Strahlentherapiesystems erforderlichen Daten verbessert. Die ähnlichen Geometrien der zwei Systeme erlauben ihre wirkungsvolle Kombination.
Die vom CT-Gerät entwickelten tomographischen Bilder können die notwendigen Daten liefern, um Signale zur Steuerung des Kompensators zu erzeugen. In einer Ausführungsform identifiziert der Therapeut den Tumor durch direkte Bezugnahme auf das tomographische Bild.
Indem das tomographische bildgebende System und das Strahlentherapiesystem auf einem gemeinsamen Rollengerüst angeordnet sind, kann jedes Mal ein neues tomographisches Bild erzeugt werden, wenn ein Patient behandelt werden soll. Der Radiologe kann das Bild betrachten und dazu verwenden, das Therapieprotokoll anzupassen, während der Patient auf dem Translationstisch verbleibt.
Eine solche Anordnung ermöglicht das Verfolgen der Position des Tumors während der Therapie und das Unterbrechen der Therapiesitzung, wenn sich der Tumor in einer unerwarteten Position befindet. Das CT-Gerät liefert Bilder das Patienten, die mit dem Bild in Beziehung gesetzt werden können, das während der Planung der Behandlung erzeugt wurde. Wenn sich der Patient bewegt, kann der Mechanismus die Strahlungsquelle automatisch abschalten oder einen Therapeuten auf die Bewegung aufmerksam machen.
Das Gerät enthält vorzugsweise einen Kollimator, der mit einem Fächerstrahl abschwächenden Kompensator arbeitet, um die Dicke und Ausrichtung eines Fächerstrahls während der Strahlentherapie zu variieren. Durch Verändern der Dicke des Fächerstrahls kann die Bestrahlung von gesundem Gewebe in Scheiben an den Tumorenden verringert werden, und/oder es können mehrere Scheiben verkleinert und/oder mehrere Scheiben gleichzeitig behandelt werden.
Genauer gesagt kann der Kollimator in Verbindung mit einem Dämpfungsglied betrieben werden, das zwischen der Strahlungsquelle und dem Patienten angeordnet ist. Das Dämpfungsglied kann die Intensität der einzelnen Strahlen des Fächerstrahls unabhängig steuern. Der Kollimator kann eine erste und eine zweite strahlenundurchlässige Backe innerhalb des Fächerstrahls enthalten, die sich gemeinsam und getrennt voneinander entlang eines bogenförmigen Wegs bewegen. Wenn die Strahlungsquelle nicht von den Backen verstellt ist, leuchtet sie ein Bestrahlungsfenster auf dem Patienten aus. Wenn die Backen zusammen sind, verstellen sie den Fächerstrahl, und wenn sie auseinander sind, definieren sie einen ausgerichteten Strahl, wobei die erste Backe eine erste ausgerichtete Kante und die zweite Backe eine zweite ausgerichtete Kante des Strahls definiert. Ein Translator bewegt ein Behandlungsvolumen entlang einer Translationsachse in Bezug auf die Strahlebene, worin die relative Bewegung zwischen dem Behandlungsvolumen und der Strahlebene bewirkt, dass das Behandlungsvolumen zuerst durch die erste ausgerichtete Strahlkante und dann durch die zweite ausgerichtete Strahlkante gelangt. Ein Antriebsmechanismus bewegt die gegenüberliegenden Kanten der ersten und zweiten Backe gemeinsam und getrennt voneinander innerhalb des Fächerstrahls, um die Dicke des dazwischen verlaufenden ausgerichteten Strahls als Funktion der relativen Position des Bestrahlungsfensters in Bezug auf das Behandlungsvolumen zu regulieren.
Die Bewegung der Backen ist insofern allgemein, als jede Backe die Strahlmittellinie überqueren kann.
Somit kann das Strahlentherapiegerät die Dicke des Fächerstrahls so einstellen, dass willkürlich dimensionierte Abschnitte eines Tumors je nach Abschnitt des bestrahlten Tumors umfaßt werden. Dies hat zwei Vorteile. Erstens kann an den Tumorenden, wo der Fächerstrahl die behandelte Scheibe nicht vollständig überquert, der Fächerstrahl verdünnt werden, um die Bestrahlung von gesundem Gewebe zu reduzieren. Die Fähigkeit der Behandlung von Scheiben ergibt sich aus der Verwendung des Dämpfungsglieds, das die Steuerung einzelner Strahlen des Fächerstrahls ermöglicht. Wenn zweitens benachbarte Scheiben eine ähnliche Behandlung benötigen, kann der Fächerstrahl erweitert werden, und diese Scheiben können gleichzeitig behandelt werden, um die gesamte Behandlungszeit zu verkürzen.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform kann das Strahlentherapiegerät gemäß vorliegender Erfindung bestimmen, welche benachbarten Abschnitte eines Tumors gleichzeitig bestrahlt werden können.
Ein Vergleichsmodul empfängt Sinogramme für jede einzelne Scheibe eines Behandlungsvolumens. Jedes Sinogramm enthält Intensitätsdaten für jeden Strahl des Fächerstrahls für jeden Winkel um diese Scheibe. Das Vergleichsmodul vergleicht die Sinogramme benachbarter Scheiben des Tumors und produziert einen Differenzwert. Wenn zwei verglichene Sinogramme ähnlich sind, werden die zwei benachbarten Scheiben als eine behandelt.
Ein weiteres Ziel einer erfindungsgemäßen Ausführungsform ist die Bereitstellung eines Strahlentherapiegeräts, das den Fächerstrahl relativ zur Ebene der Rollengerüstdrehung ausrichten kann. Durch Konstruieren des Kollimators solcherart, dass die getrennten Backen die Mittellinie des Fächerstrahls überqueren können, kann die Richtung des Fächerstrahls in einem Winkel im Verhältnis zur Ebene der Rollengerüstdrehung orientiert werden. Diese Orientierung ermöglicht das Abzielen auf die Tumorstelle aus allen drei Dimensionen und bietet somit mehrere therapeutische Wahlmöglichkeiten.
Die obigen und andere Ziele und Vorteile der Erfindung und ihrer bevorzugten Ausführungsformen ergeben sich aus der folgenden Beschreibung. Darin wird auf die beiliegenden Abbildungen Bezug genommen, die einen Teil der Erfindung darstellen und mehrere bevorzugte Ausführungsformen veranschaulichen.

Kurze Beschreibung der Abbildungen

Fig. 1 ist eine teilweise im Schnitt dargestellte Ansicht des erfindungsgemäßen Strahlentherapiegeräts;
Fig. 2 ist eine Querschnittansicht des Therapiegeräts von Fig. 1 entlang der Linie 2-2 von Fig. 1, aus der die seitliche Orientierung der Behandlungs- und der Bildgebungsquelle ersichtlich ist;
Fig. 2(a) ist eine Querschnittansicht des Therapiegeräts von Fig. 1 entlang der Linie 2A- 2A von Fig. 2, aus der die radiale Orientierung der Behandlungs- und der Bildgebungsquelle sowie der Detektoranordnung ersichtlich ist;
Fig. 3 ist eine perspektivische Ansicht einer Kompensatoranordnung, die in vorliegender Erfindung eingesetzt werden kann, welche die Kompensatorblätter und ihre zugehörigen Antriebsquellen zeigt (z. B. pneumatische Zylinder);
Fig. 4 ist eine Querschnittansicht der Kompensatoranordnung von Fig. 3 entlang der Linie 4-4, aus der die trapezförmige Form jedes Kompensatorblatts (für einen Fächerbestrahlungsstrahl) und die Führungsschienen zum Stützen der sich bewegenden Kompensatorblätter ersichtlich sind;
Fig. 5 ist eine abgeschnittene perspektivische Ansicht einer Gruppe von Führungsschienen und eines Blatts von Fig. 4, die eine Manschette zum Stützen des Blatts in vollkommen geschlossener Position zeigt;
Fig. 6 ist eine Vorderansicht der in vorliegender Erfindung einsetzbaren Kollimatorbackenanordnung, die zwischen einer Strahlungsquelle, der Kompensatoranordnung und einem Patienten mit einem Tumor positioniert ist;
Fig. 7 ist eine Querschnittsansicht der Backen der Kollimatoranordnung von Fig. 6 entlang der Linie 7-7, die eine Schraube und Mutter darstellt, die zum Translatieren der Backen entlang eines Wegs dienen;
Fig. 8 ist ein Blockdiagramm der Elemente eines Strahlentherapiegeräts, umfassend einen herkömmlichen CT-Scanner und einen Kompensator sowie einen Computer zur Steuerung dieses Kompensators;
Fig. 9(a)-(d) sind Dosisverteilungen einer hypothetischen tumorösen Region, aus denen die Dosisintensität durch Linien gleicher Dosis ersichtlich ist, wobei Fig. 9(a) eine Soll-Dosisverteilung und Fig. 9(b), (c) und (d) progressive Ist-Dosisverteilungen nach zwei, drei und zehn Iterationen zeigen;
Fig. 10 ist eine schematische Darstellung eines Strahlentherapie erhaltenden Patienten, aus welcher der Streukern und das Koordinatensystem zur Beschreibung der Erfindung ersichtlich ist;
Fig. 11 ist eine perspektivische Darstellung eines monodirektionalen Streukerns, der mit einem Bestrahlungsstrahl in einem Rollengerüstwinkel assoziiert ist;
Fig. 12 ist eine perspektivische Darstellung eines zusammengesetzten multidirektionalen Streukerns, der mit mehreren Bestrahlungsstrahlen in mehreren Rollengerüstwinkeln assoziiert ist;
Fig. 13 ist ein Blockdiagramm, das den Fluenzprofilrechner darstellt, der eine Soll- Dosiskarte aufnimmt und ein Fluenzprofil berechnet;
Fig. 14 ist ein Blockdiagramm des gesamten iterativen Verfahrens zur Steuerung des in vorliegender Erfindung einsetzbaren Kompensators unter Verwendung des Fluenzprofil- Berechnungsverfahrens von Fig. 13;
Fig. 15(a)-(c) sind perspektivische Ansichten von Graphen, die den Fehler zwischen der Soll-Dosisverteilung und der Ist-Dosisverteilung zeigt, die mittels der Erfindung für einen, zwei bzw. vier Iterationsschritte erzielt werden;
Fig. 16(a)-(c) sind eine perspektivische Ansicht eines vereinfachten Tumors und Graphen, die Lücken und Hotspots zeigen, die sich aus zwei kombinierten Strahlentherapiestrahlen ergeben;
Fig. 17(a) ist eine perspektivische Ansicht des vereinfachten Tumors aus Fig. 16(a) und Fig. 17(b)-(e) sind Graphen, aus denen die Bestrahlungsstrahl-Position relativ zum Tumor in Fig. 17(a) aus verschiedenen Rollengerüstwinkeln während einer Spiraltherapiesitzung ersichtlich ist;
Fig. 18(a)-(e) sind eine perspektivische Ansicht des vereinfachten Tumors von Fig. 16(a) und Graphen der kumulativen Strahlungsdosis, die dem Tumor von Fig. 18(a) zu unterschiedlichen Zeitpunkten während einer Spiraltherapiesitzung zugeführt wird, wobei jeder Graph der Fig. 18(b)-(e) einem benachbarten Graph der Fig. 17(b)- (e) entspricht;
Fig. 19 ist ein Blockdiagramm des Antriebsmechanismus-Betriebs der Erfindung;
Fig. 20 ist eine perspektivische Ansicht eines vereinfachten Tumors mit einem dünnen Abschnitt und einem dicken Abschnitt;
Fig. 21(a)-(c) sind Graphen der Probenscheiben-Sinogramme für korrespondierend nummerierte Ebenen des Tumors von Fig. 20, wobei jedes Sinogramm dreidimensional ist und Strahlbreiten-Intensitätsdaten für jedes dämpfende Blatt des Kompensators in jedem Rollengerüstwinkel für eine einzelne Tumorscheibe enthält;
Fig. 22 ist ein Blockdiagramm, welches das beim Gerät gemäß vorliegender Erfindung einsetzbare Verfahren der Erfindung zur Erzeugung einer Bestrahlungszonenkarte aus ähnlichen Sinogrammen veranschaulicht;
Fig. 23(a)-(c) sind perspektivische Ansichten der sich ändernden räumlichen Beziehung zwischen den Kollimatorbacken eines Spiralscanning-Therapiesystems, in dem die Backen eine fix eingestellte Trennung aufrechterhalten, während ein Tumor relativ zu den Backen translatiert wird;
Fig. 23(d)-(f) sind Seitenansichten, die den perspektivischen Ansichten von Fig. 23(a)-(c) entsprechen;
Fig. 24(a)-(c) sind perspektivische Ansichten der Bewegung der Kollimatorbacken, die in vorliegender Erfindung eingesetzt werden können, während ein Tumor relativ zu den Backen translatiert wird; und
Fig. 24(d)-(f) sind Seitenansichten, die den perspektivischen Ansichten der Fig. 24(a)-(c) entsprechen.

Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform

Bezug nehmend auf Fig. 1 enthält ein Strahlentherapiegerät 10 der Erfindung eine stationäre, im Allgemeinen blockförmige Strahlungsschranke 12, die aus Dichtbeton oder einem anderen geeigneten strahlungsdämpfenden Material besteht. Eine auf der horizontalen Bohrungsachse 15 zentrierte zylindrische Bohrung 13 geht durch die Vorder- und Rückflächen 24 und 25 der Schranke 12 hindurch.
Ein entlang einer Translationsachse 17 angeordneter Tisch 11 kann entlang dieser Achse 17 durch die Bohrung 13 gleiten, wobei zuerst die Vorderfläche und dann die Rückfläche 25 passiert wird. Der Tisch 11 wird auf Führungsschienen 6 getragen und durch einen motorisierten Antrieb bewegt, wie er auf dem Gebiet allgemein bekannt ist, sodass seine Position durch einen Computer gesteuert wird (Beschreibung folgt).
Bezug nehmend auf Fig. 2 enthält die Bohrung 13 innere Ausnehmungen 16, 19 und 16', die im Allgemeinen zylindrisch und mit der Bohrungsachse koaxial sind. Die Ausnehmung 16 ist nahe der Vorderfläche 24 der Schutzschranke 12 angeordnet und nimmt die radial äußere Kante eines ringförmigen Kugellagers 27 auf, wie dies weiter unten beschrieben ist. Die Ausnehmung 16' ähnelt der Ausnehmung 16, ist aber entlang der Achse der Bohrung 13 in die Nähe der Rückfläche 25 der Schutzschranke 12 versetzt. Die Ausnehmung 16' hält die radiale Außenkante des ringförmigen Kugellagers 27'.
Die Ausnehmung 19 ist zwischen den Ausnehmungen 16 und 16' zentriert und besitzt einen größeren Radius als die Ausnehmung 16 oder 16', sodss sie ein Volumen für das Tragen von verschiedenen Geräten (Beschreibung folgt) außerhalb des Volumens der Bohrung 13 bietet.
Bezug nehmend auf Fig. 2 und 2a passt ein ringförmiges Rollengerüst 14, das radial symmetrisch um die Bohrungsachse 15 positioniert ist, in die Ausnehmungen 16, 16' und 19 und weist Außenflächen auf, die im Allgemeinen an die Ausnehmungen 16, 16' und 19 angepasst sind. Das Rollengerüst 14 ist an zwei Enden durch die radial inneren Kanten der Lager 27 und 27' abgestützt, um sich innerhalb der Schranke 12 auf diesen Lagern zu drehen. Das Rollengerüst 14 ist im Allgemeinen nach innen konkav und besitzt einen U-förmigen Abschnitt 20, der mit radial nach innen gerichteten Wänden 21 mit der Ausnehmung 19' gehalten wird. An der radial nach innen gerichteten Wand 21 am nähesten zur Hinterkante 25 ist eine Strahlentherapiequelle 32 befestigt, die einen Fächerstrahl energiereicher Strahlung 26 erzeugt, der auf die Bohrungsachse 15 gerichtet ist und senkrecht zu dieser verläuft. Der Fächerstrahl 26 liegt im Allgemeinen in einer Ebene 22 senkrecht zur Bohrungsachse 15 und ist immer auf die Schranke 12 gerichtet.
Diametral gegenüber der Therapiequelle 32 auf der entgegengesetzten Seite des Rollengerüsts 14 befindet sich eine erste Schranke 107. Die erste Schranke 107 umschließt und verstellt jeden Strahl 47, der aus dem Patienten austritt, und minimiert somit die Streuung innerhalb der Therapieregion. Zwecks Verifizierung kann eine Megaspannungs-Detektoranordnung 105 auf der Innenfläche der ersten Schranke 107 platziert sein.
Eine Röntgenstrahlenquelle 28 und eine Bildgebungs-Detektoranordnung 30 sind entlang der sich vertikal erstreckenden Wände 21 am nähesten zum Vorderende 24 der Schranke 12 befestigt, um einen Strahl an Röntgenstrahlen 29 entlang einer parallel zur Ebene 22 verlaufenden, jedoch von dieser beabstandeten Ebene und entlang einer Achse in im Wesentlichen rechten Winkeln zu jener des Fächerstrahls 26 zu lenken. Dieser Abstand zwischen der Ebene der Röntgenstrahlen 29 und der Fächerstrahlenebene 22 stellt ausreichend Abstand innerhalb der Schranke 12 sicher, um die Therapiequelle 32 und die Röntgenquelle 28 unterzubringen, und verhindert unerwünschte Signalinterferenz zwischen den zwei Systemen.
Die Strahlungsquelle 32, die erste Schranke 107, die Röntgenstrahlenquelle 28 und der Röntgenstrahlendetektor 30 sind alle vom Volumen der Bohrung 13 entfernt, um bei Drehung des Rollengerüsts 20 den Patienten in der Bohrung 13 nicht zu stören.
Das Rollengerüst 20 kann von einer Welle 7 gedreht werden, die sich durch die Schranke 12 erstreckt und durch ein herkömmliches Mittel angetrieben wird. An der Welle ist ein nicht dargestellter Codierer befestigt, um Signale zu liefern, die den präzisen Winkel des Rollengerüsts 20 innerhalb der Schranke 12 anzeigen.
Bezug nehmend auf Fig. 3 erzeugt eine Strahlentherapiequelle 32 einen im Allgemeinen konischen Bestrahlungsstrahl 34', der von einem Brennpunkt 35 ausgeht und auf einen nicht gezeigten Patienten gelenkt wird. Der konische Strahl 34 wird durch einen strahlungsundurchlässigen Kollimator 36 ausgerichtet, der aus einer Gruppe rechteckiger Kollimatorblätter 31 besteht, um einen im Allgemeinen planaren Fächerstrahl 26 zu bilden, der um eine Fächerstrahlebene 38 zentriert ist, wobei der Fächerstrahl eine Breite 3R, die entlang der Fächerstrahlebene gemessen wird, und eine darauf senkrechte Dicke 37 aufweist. Der Fächerstrahl 26 definiert, wenn er nicht verstellt ist, ein auf den Patienten gerichtetes Bestrahlungsfenster 33.

I. Der Kompensator

Ein Kompensator 40 wird im Fächerstrahl 26 oberhalb des Kollimators 36 und um die Fächerstrahlebene 38 zentriert, bevor der Patient bestrahlt wird, und enthält eine Vielzahl benachbarter trapezförmiger Blätter 41, die gemeinsam einen Bogen von konstantem Radius um den Brennpunkt 35 bilden. Die Blätter 41 werden in Muffen 43 gehalten. Die Muffen 43 bestehen aus relativ strahlungsdurchlässigen Materialien und sind an ihren Innenenden 44 an einer Montageplatte 45 befestigt, die relativ zum Brennpunkt 35 fixiert ist. Die Montageplatte 45 besteht aus einem strapazierfähigen strahlungsundurchlässigen Material und befindet sich knapp außerhalb des Fächerstrahls 26, um diesen nicht zu stören.
Vorzugsweise umschließen die Blätter 41 des Kompensators 40 den gesamten Fächerstrahl 26, um diesen in eine Gruppe benachbarter plattenartiger Strahlen 47 in Versetzungswinkeln φ zu unterteilen. Auch Bezug nehmend auf Fig. 4 ist jede Muffe 43 an ihrem äußeren Ende 48 offen, um durch Einschieben ein vergleichbar dimensioniertes trapezförmiges Blatt 41 aufzunehmen, das aus dichtem strahlungsundurchlässigen Material wie etwa Blei, Wolfram, Cer, Tantal oder verwandten Legierungen besteht.
Jedes Blatt 41 kann innerhalb seiner jeweiligen Muffe 43 vollständig gleiten, um den mit dieser Muffe 43 assoziierten Strahl 47 zu blockieren. Wenn das Blatt 41 seinen korrespondierenden Strahl 47 blockiert, befindet es sich in einem "geschlossenen Zustand". Die Muffen 43 sind ausreichend lang, um es jedem Blatt 41 zu ermöglichen, aus dem Weg des Fächerstrahls 26 zu gleiten, um den korrespondierenden Strahl 47 völlig freizugeben, aber trotzdem von der Muffe 43 geführt zu werden. In dieser nicht- blockierenden Position befindet sich ein Blatt im "offenen Zustand".
Jedes Blatt 41 kann mittels eines korrespondierenden pneumatischen Zylinders 51, der durch eine flexible Verbindung 50 mit dem Blatt 41 verbunden ist, rasch zwischen seinem offenen und geschlossenen Zustand hin und her bewegt werden. Die pneumatischen Zylinder 51 besitzen nicht dargestellte innere Kolben, die mittels Druckluft, die über die Versorgungsschläuche 52 in die Zylinder 51 zugeführt wird, mit hoher Geschwindigkeit zwischen den Köpfen der Zylinder 51 bewegt werden können. Die Versorgungsschläuche 52 werden durch eine weiter unten beschriebene Kompensatorsteuerung gespeist. Die pneumatischen Zylinder 51 können hohe Kräfte auf die Blätter 41 ausüben, um sie rasch und unabhängig voneinander zwischen dem offenen und geschlossenen Zustand hin und her zu bewegen.
Bezug nehmend auf Fig. 4 und 5 werden die Blätter 41 innerhalb der Muffen 43 durch die Führungsschienen 54 getragen und gelenkt, die in Nuten 55 eingepasst sind, die entlang der Kanten in die Blätter 41 geschnitten sind. Die Nuten 55 ermöglichen es den Führungsschienen 54, die Blätter 41 innerhalb der Muffen 43 während der Bewegung zwischen dem offenen und geschlossenen Zustand gleitend festzuhalten.
Im geschlossenen Zustand wird das innere Ende 44 des Blatts 41 durch eine starre Manschette 58 festgehalten, die an der Montageplatte 45 befestigt ist, die das Blatt präziser als die Führungsschienen 54 mit der Montageplatte 45 und somit mit dem Fächerstrahl 26 ausrichtet.
Während die Führungsschienen 54, die im Idealfall strahlungsdurchlässig sind, relativ vernachlässigbar sind, muss die außerhalb des Fächerstrahls 26 auf der Montageplatte 45 positionierte Manschette 58 nicht strahlungsdurchlässig sein und ist daher in der Konstruktion gewichtiger. Eine nicht dargestellte und der Manschette 58 ähnelnde Manschette trägt jedes Blatt 41, wenn es sich im vollständig offenen Zustand befindet. Da sich die Blätter 41 zumeist im vollkommen offenen oder geschlossenen Zustand befinden, werden sie zumeist von einer tragenden Manschette festgehalten.

II. Der Kollimator

Bezug nehmend auf Fig. 6 ist ein Kollimator 36 zwischen dem Kompensator 40 und dem Patienten 17 direkt im Fächerstrahl 26 positioniert und enthält zwei Backen 31, einen Backenweg 250 (am besten aus Fig. 7 ersichtlich) und zwei Servomotoren 253.
Jede Backe 31 ist ein rechteckiges Prisma und besteht - wie die dämpfenden Blätter 41 - aus einem dichten strahlungsundurchlässigen Material wie z. B. Blei, Wolfram, Cer, Tantal oder einer verwandten Legierung. Die Backen 31 besitzen gegenüberliegende planare Stirnflächen 249, die im Wesentlichen parallel zu benachbarten Fächerstrahlstrahlen 47 verlaufen. Jede Backe besitzt auch eine Rückfläche 243 gegenüber ihrer planaren Stirnfläche 49. Die Backen 31 des Kollimators 36 sollten so dimensioniert sein, dass beim Aneinander-Anliegen ihrer planaren Stirnflächen 249 im Fächerstrahl 26 die Backen 31 die gesamte Strahlbreite 39 und -dicke 37 umschließen (siehe Fig. 3).
Jede Backe 31 ist mit zwei schwenkbar montierten linearen Lagern 244 versehen, die an beiden ihrer Außenseiten befestigt sind. Ein gebohrtes Loch durch ihre Rückfläche 243 definiert eine Schraubenkammer 251. Auf der Innenwand jeder Schraubenkammer 251 befindet sich ein ausgehöhlter Kanal 252, der konzentrisch damit ausgebildet ist und eine Mutter 239 sicher aufnimmt.
Auch Bezug nehmend auf Fig. 7 werden die Backen 31 von zwei bogenförmigen Stützstäben 245 getragen, die durch die schwenkbar montierten linearen Lager 244 aufgenommen sind. Die bogenförmigen Stützstäbe 245 bilden gemeinsam einen bogenförmigen Weg 250 mit konstantem Radius um den Brennpunkt 35. Der Weg 250 ist an beiden seiner äußeren Enden 242 angrenzend an die Rückflächen 243 der Backen 31 offen und lang genug, um beide Backen 31 des Kollimators 36 aufzunehmen. Wie aus Fig. 6 ersichtlich, sind die Stützschienen 245 des Wegs 250 an ihren äußeren Enden 247 an Montageelementen 246 befestigt. Diese sind relativ zum Brennpunkt 35 fixiert. Die Stützschienen 245 und die Montageelemente 246 bestehen aus strahlungsundurchlässigem Material und befinden sich außerhalb des Fächerstrahls 26, um den Fächerstrahl 26 nicht zu stören. Die Backen 31 können sich entlang des Wegs 250 ausreichend voneinander wegbewegen, um einen Spalt 221 zu definieren, welcher der Dicke 37 des Fächerstrahls 26 entspricht.
Jede Backe 31 kann in Bezug auf den Brennpunkt 35 und die andere Backe 31 mittels eines Servomotors 253 bewegt werden, der durch eine flexible Verbindung 241 mit der Backenschraube 237 verbunden ist. Die flexible Verbindung 241 ermöglicht es dem Servomotor 253, stationär zu bleiben, während seine zugehörige Backe 31 entlang des bogenförmigen Wegs 250 angetrieben wird. Die Backenschraube 237 ist mittels Gewinde in der Mutter 239 jeder Backe 31 aufgenommen. Die Servomotoren 253 werden relativ zum Rollengerüst 20 stationär gehalten und durch ein Kollimatorsteuermodul 72 in nachstehend beschriebener Weise geregelt.

III. Strahlentherapie-Steuerkreis

Bezug nehmend auf Fig. 8 wird die Strahlentherapiequelle 32 durch ein Strahlungssteuermodul 60 reguliert, das den Bestrahlungsstrahl 26 unter der Steuerung eines Computers 61 ein- oder ausschaltet.
Ein Kompensatorsteuermodul 62 bietet eine Druckluftquelle und Ventile, um diese Luft durch die Versorgungsschläuche 52 zu leiten und so getrennt voneinander die pneumatischen Zylinder 51 zu steuern, damit jedes Blatt 41 in und aus seiner korrespondierenden Muffe 43 und dem Strahl 47 bewegt wird (siehe auch Fig. 3). Das Kompensatorsteuermodul 62 ist auch mit dem Computer 61 verbunden, damit die Programmsteuerung des Kompensators 40 ermöglicht wird (Beschreibung folgt).
Ein Kollimatorsteuermodul 64 reguliert die räumliche Beziehung zwischen den Kollimatorbacken 31, um einen einzelnen ausgerichteten Strahl 26 im konstanten Zustand zu erhalten. Das Kollimatormodul 64 ist auch mit dem Computer 61 verbunden, damit die weiter unten erläuterte Programmsteuerung der Kollimatorbacken 31 ermöglicht wird.
Ein tomographisches bildgebendes System 63 unter Einsatz der Röntgenquelle 28 und der gegenüberliegenden Detektoranordnung 30 sind günstigerweise auf dem gleichen Rollengerüst 14 montiert wie die Strahlungsquelle 32, um vor Beginn der Strahlentherapie zwecks Planung ein tomographisches oder Scheibenbild der zu bestrahlenden Scheibe des Patienten 59 zu erzeugen. Steuermodule für das tomographische bildgebende System 63 enthalten: ein Röntgenstrahlensteuermodul 67 zum Ein- und Ausschalten der Röntgenstrahlenquelle 28 und ein Datenerfassungssystem 68 zum Empfang von Daten aus der Detektoranordnung 30, um ein tomographisches Bild zu konstruieren. Ein Bildrekonstruktor 69, der typischerweise einen Hochgeschwindigkeits- Vektorprozessor o. dgl. umfasst, empfängt die Daten aus dem Datenerfassungssystem 68, um die "Rekonstruktion" eines tomographischen Bilds aus solchen Daten gemäß auf dem Gebiet der Erfindung bekannter Verfahren zu unterstützen. Der Bildrekonstruktor 69 kommuniziert auch mit dem Computer 61, um die in der Erfindung durchgeführten Hochgeschwindigkeits-Rechenvorgänge zu unterstützen (Beschreibung folgt). Das tomographische Bild ermöglicht auch die Verifizierung der Patientenposition knapp vor Beginn der Strahlentherapiebehandlung. Es ist für Fachleute auf dem Gebiet offenkundig, dass eine Hochenergie-Detektoranordnung vorhanden sein kann, um Strahlung aus der Strahlungsquelle 32 durch den Patienten 59 hindurch zu empfangen, um die Behandlungskontrolle zu erleichtern.
Ein Rollengerüststeuermodul 66 liefert die Signale, die notwendig sind, um das Rollengerüst 14 zu drehen und somit die Position der Strahlungsquelle 32 und des Winkels A des Fächerstrahls 26 für die Strahlentherapie sowie die Position der errechneten Tomographie-Röntgenstrahlenquelle 28, der Röntgenstrahlen-Detektoranordnung 30 und der ersten Schranke 107 zu verändern. Das Rollengerüst-Steuermodul 66 ist mit dem Computer 61 verbunden, sodass das Rollengerüst unter Computersteuerung gedreht und der Computer 61 mit einem Signal versorgt werden kann, das den Rollengerüstwinkel θ anzeigt, um diese Steuerung zu unterstützen.
Ein Terminal 70, umfassend eine Tastatur und eine Anzeigeeinheit 71, ermöglicht es einem Benutzer, dem Computer 61 Programme und Daten einzugeben, die Strahlentherapie und die tomographischen Bilderzeugungsgeräte 63 zu steuern und durch den Bildrekonstruktor 69 erzeugte tomographische Bilder auf der Anzeige 71 anzuzeigen. Ein Massenspeichersystem 73, das entweder eine Magnetplatteneinheit oder ein Laufwerk für ein Magnetband oder optisches Medium ist, erlaubt das Speichern von durch das tomographische Bilderzeugungssystem 63 gesammelten Daten zur späteren Verwendung.
Computerprogramme und Sinogramme (Beschreibung folgt) zum Betrieb des Strahlentherapiesystems 10 werden im Allgemeinen in der Massenspeichereinheit 73 gespeichert und in den internen Speicher des Computers 61 geladen, um während der Verwendung des Systems 10 rasch verarbeitet zu werden.

IV. Betrieb des Therapiesystems

Wieder Bezug nehmend auf Fig. 1 bis 6 wird als Teil einer Therapieplanungssitzung ein Patient auf den Translationstisch 11 gelegt, sodass die exakte Position des Tumors im Patienten im Verhältnis zum Tisch 11 ermittelt wird. Der Tisch 11 wird durch das Rollengerüst 14 translatiert. Während der Translation wird die Röntgenstrahlen- Bilderzeugungsquelle 28 um den Patienten gedreht, während ein Röntgenstrahlenstrahl 29 auf die Detektoranordnung 30 gelenkt wird, sodass der Strahl 29 ein spiralförmiges Muster durch einen Tumor 72 hindurch beschreibt. Ein nicht gezeigter Positionsindikator, der durch das Tischsteuermodul 200 mit dem Computer 61 kommuniziert, verfolgt die Bewegung des Tisches 11, um den Computer mit der präzisen Position des Tumors 72 relativ zur Fächerstrahlebene 38 zu versorgen. Mittels auf dem Gebiet allgemein bekannter Detektionstechniken wirken die Röntgenstrahlenquelle 28 und die Detektoranordnung 30 zusammen, um Röntgenstrahlendaten aus einer Vielzahl an Rollengerüstwinkeln A und Tischpositionen zu erzeugen. Der Computer 61 speichert die Röntgenstrahlenrohdaten. Der Rekonstruktor 69 bedient sich dieser Daten, um tomographische Bilder jeder Scheibe des Patienten zu erzeugen, die wiederum dazu verwendet werden, Behandlungssinogramme für Therapiesitzungen zu erstellen.
Jedes Sinogramm enthält eine Vielzahl an Fluenzprofilen, die den Kompensator und Kollimator während einer späteren Therapiesitzung steuern. Die Fluenzprofile beschreiben die Intensität oder Fluenz jedes Strahls 47 des Bestrahlungsstrahls 26 aus einer Strahlungsquelle 32, die für diesen Rollengerüstwinkel θ an einer bestimmten Position des Patienten-Translationstisches (nicht dargestellt; translatiert durch den Bestrahlungsstrahl) erwünscht ist. Gemeinsam machen die Fluenzprofile für jeden Rollengerüstwinkel ein Behandlungssinogramm für eine bestimmte Position des Translationstisches 11 aus.
Während des Betriebs der Strahlentherapieeinheit 10 empfängt das Kompensatorsteuermodul 62 aus dem Computer 61 ein Fluenzprofil für jeden Rollengerüstwinkel. Das Kompensatorsteuermodul 62 bewegt die Blätter des Kompensators 40 rasch zwischen ihrem offenen und geschlossenen Zustand hin und her, um entweder voll abzudämpfen oder keine Dämpfung jedes Strahls 47 vorzunehmen. Es werden für jedes Fluenzprofil Abstufungen in der Fluenz jedes Strahls 47 erhalten, indem die relative Dauer, während der sich jedes Blatt 41 in seiner geschlossenen Position befindet, im Vergleich zur relativen Dauer, während der sich jedes Blatt 41 in seiner offenen Position befindet, für jeden Rollengerüstwinkel eingestellt wird. Das Verhältnis zwischen dem geschlossenen und dem offenen Zustand bzw. der "Arbeitszyklus" für jedes Blatt 41 beeinflusst die Gesamtenergie, die durch ein bestimmtes Blatt 41 in jedem Rollengerüstwinkel geleitet wird, und kann somit willkürlich geformte Strahlfluenzprofile erzeugen. Die Fähigkeit, das Strahlfluenzprofil in jedem Rollengerüstwinkel zu steuern, ermöglicht die genaue Regulierung der von einem Bestrahlungsstrahl 26 durch das bestrahlte Volumen des Patienten 59 hindurch bereitgestellten Dosis mittels weiter unten beschriebener Therapieplanungsmethoden.
Während der Drehung des Rollengerüsts 14 und der Translation des Patienten 59 sendet das Kollimatorsteuermodul 64 Signale an die Servomotoren 253 aus, sodass die Backen 31 bewegt und somit die Breite 39 des Fächerstrahls 26 verändert wird (Beschreibung folgt).
Die Fluenzprofile der Behandlungssinogramme werden durch die nachstehend beschriebene Therapieplanungs-Software bestimmt und im Computer 61 gespeichert.

V. Therapieplanungs-Software

Die Erzeugung von Behandlungssinogrammen, die notwendig sind, um alle Vorteile des oben beschriebenen Kompensators 40 und Kollimators 36 nützen zu können, erfolgt durch speziell entwickelte Software, die auf dem Computer 61 und dem Rekonstruktor 69 läuft. Obwohl die Behandlungsplanung in der Software stattfindet, ist zu beachten, dass die Planung auch in diskreten dedizierten elektronischen Schaltungen implementiert werden kann, und dass derartige dedizierte Schaltungen dazu dienen können, diesem Prozess noch mehr Geschwindigkeit zu verleihen.
Bezug nehmend auf Fig. 9(a) beginnt nach Erzeugung tomographischer Bilder, die verschiedenen Tumorscheiben entsprechen, durch den Rekonstruktor 69 die Erzeugung des erwünschten Behandlungssinogramms zwecks Steuerung des Kompensators 40 mit der Definition einer Soll-Dosiskarte 75. Die Soll-Dosiskarte 75 kann am leichtesten eingegeben werden, indem das tomographische Bild jeder Scheibe eines Patienten auf der Anzeige 71 des Terminals 70 angezeigt und um den tumorösen Bereich 76 mittels eines Trackballs oder einer ähnlichen Eingabevorrichtung manuell herumgefahren wird, wie dies auf dem Gebiet allgemein bekannt ist. Bereichsausfüllende Standard-Computerprogramme können dazu dienen, die Dosiswerte, die jeder eingezeichneten Region zugewiesen sind, auf das geeignete Element im Speicherfeld zu übertragen, das die Soll- Dosiskarte 75 darstellt.
Eine typische Soll-Dosiskarte 75 weist eine relativ hohe Strahlungsdosis innerhalb einer Dosisgrenze einem Bereich an tumorösem Gewebe 76 und eine zweite Dosis niedrigerer Strahlung einem Bereich an gesundem Gewebe 77 außerhalb dieser Region zu. Das gesunde Gewebe 77 kann eine Fläche 78 umfassen, die ein strahlungsempfindliches Organ o. dgl. enthält, dem eine noch niedrigere Strahlungsdosis zugewiesen werden kann. Die Soll-Dosiskarte 75 wird im Speicher des Computers 61 als Datenfeld von Elementen gespeichert, wobei jedes Element einen digitalen Wert umfasst.
Jedes Element der Dosiskarte 75 definiert so die Soll-Dosis für jedes der Vielzahl von Volumselementen 80 ("Voxel") innerhalb einer Scheibe des Patienten 59. Auf Fig. 10 Bezug nehmend kann jedes Voxel 80 des Patienten 59 durch einen Vektor identifiziert werden, der von einem bestimmten Bezugspunkt 81 definiert ist. Die Dosis an jedem Voxel 80 ist D( ).

A. Umwandlung von Dosis in Terma

1. Terma

Im Allgemeinen hängt die Dosis in jedem Voxel von der Energie ab, die in diesem Voxel von Strahlung erhalten wird, die aus benachbarten Voxeln ausstreut (worin benachbarte Voxel das Voxel enthalten, d. h. die direkt aus der Strahlungsquelle 32 empfangene Strahlung). Die Dosis D( ) für ein bestimmtes Voxel wird durch die folgende Formel angegeben:
worin T( ') ein Wert ist, der die Größenordnung der primären Gesamtenergie anzeigt, die aus ' pro Masseneinheit dieses Voxels 7 freigesetzt wird, und als "Terma" bzeichnet wird (pro Masseneinheit freigesetzte Gesamtenergie).
Für eine monoenergetische externe Strahlungsquelle wird die Termarate T( ) folgendermaßen beschrieben:
worin u/g ein effektiver Massendämpfungswert an Voxel ist, E die Energie der Strahlungsphotonen in Joule ist und φ die Verteilung der Fluenzrate (Flussdichte) ist. Die Integration von Energie mal Fluenzrate über die Zeit ist die Energiefluenz Ψ( ') worin:
und somit:
Die Gleichung (4) zeigt im Wesentlichen an, wie viel Energie aus dem Strahl 47 mit dem Voxel r' zusammenwirkt.

2. Faltungskern

A( - ') ist ein Faltungskern, der nicht-stochastischen Energietransport oder Streuung in einem einheitlichen Medium beschreibt. A( - ') beschreibt demnach, wie viel der Energie aus jedem Voxel ' verbreitet wird, um zur Dosis im Voxel beizutragen.
Der Kern A( - ') kann unter Einsatz einer Monte Carlo-Methode erzeugt werden, wie dies auf dem Gebiet allgemein bekannt ist. Wie bereits erwähnt, handelt es sich um eine dreidimensionale Funktion, welche den Bruchteil der Energie anzeigt, der an Voxel pro Einheit der an Voxel ' freigesetzten Energie absorbiert wird. Die aus dem Terma jedes Voxels ' ausgestrahlte Energie findet ihre Quelle in einem gerichteten Strahl 47 aus einer externen Strahlungsquelle 32; A( - ') ist somit im Allgemeinen anisotrop, wie es Fig. 11 veranschaulicht, und breitet sich nach außen weg vom Eintritt des Strahls 47 aus. Die Energieerhaltung erfordert, dass:
A( ')d³ ' = 1.0 (5)
Wenn die durch die primäre Wechselwirkung übertragene Energie zur Gänze auf dem Wechselwirkungspunkt abgelagert würde, würde der Kern als Deltafunktion angenähert.
Bezug nehmend auf Fig. 11 wird die Anisotropie von A( - ') mit dem Rollengerüstwinkel θ und somit mit dem Einfallswinkel des Strahls 47 an ' in Beziehung gesetzt. Wenn die Rollengerüstwinkel θ, in denen der Patient 59 bestrahlt wird, vorbestimmt sind, kann ein multidirektionaler Faltungskern B( - ') (siehe Fig. 12) aus der gewichteten Überlagerung der Kerne A( - ') erzeugt werden.
Bezug nehmend auf Fig. 12 und unter der Annahme, dass die Ausbreitung der Strahlung für alle Strahlrichtungen etwa gleich ist und die Strahlen 47 aus jedem Rollengerüstwinkel θ gleichermaßen zum Terma an Voxel ' beitragen, reduziert sich der multidirektionale Faltungskern wie folgt zu einer "isotropen" Form:
worin n die Anzahl diskreter Rollengerüstwinkel ist, von denen die Strahlen 47 projiziert werden.
Für mehrere Strahlen 47 in unterschiedlichen Rollengerüstwinkeln ist die Gesamtdosis an einem bestimmten Voxel die Summe der Dosen aus jedem Strahlbestandteil und somit:
worin T( ') = nT( ')i, wobei der letztere Term der Abschnitt ist, den das Terma für das ite Rollengerüst beiträgt.
Diese Vereinfachung geht davon aus, dass der Beitrag zum Terma aus jedem Strahl 47 gleich ist, und nützt die Verteilungseigenschaft der Faltung aus. Fehler in dieser Annahme werden durch Filterung reduziert (siehe weiter unten).
Die Gleichung (7) vereinfacht im Wesentlichen die Berechnung der Dosis aus Terma, erfordert aber trotzdem eine Faltung für jedes Voxel mal der Gesamtzahl an Voxeln ', um die Dosis über das gesamte Patientenvolumen zu berechnen. Vorzugsweise kann man sich daher der Berechnungseffizienz der schnellen Fourier-Transformation bedienen und die Gleichung (7) folgendermaßen umwandeln:
worin F und F&supmin;¹ Fourier-Transformation bzw. inverse Fourier-Transformation symbolisieren. Diese Vereinfachung der Gleichung (8) erfordert, dass der Kern B( - ') räumlich invariant ist, und beruht auf dem Faltungstheorem, das besagt, dass die Faltung von zwei räumlich invarianten Mengen in einer Raumdomäne der Multiplikation in der Frequenzdomäne entspricht.
Die Annahme der räumlichen Invarianz Von B( - ') ist nur bis zu einer Näherung erster Ordnung korrekt. Typischerweise ist der Kern B( - ') für eine externe Strahlungsquelle 32 eine komplexe Funktion von Folgendem: (1) der Strahlhärtung eines polyenergetischen Röntgenstrahls (d. h. der Wirkung der Filterung des Patienten 59 bei Erhöhen des Anteils hochfrequenter oder energiereicher Strahlungskomponenten), (2) der Anzahl an jedes Voxel überquerenden Strahlen 47 und (3) der exponentiellen Dämpfung durch die Patientenmasse.
In der bevorzugten Ausführungsform wird dieser erste Faktor, die Strahlhärtung, vernachlässigt, da dieser Effekt geringer ist als das Dämpfungsproblem. Somit kann man davon ausgehen, dass das Photonenenergiespektrum im Patienten 59 das gleiche ist wie jenes der externen Strahlungsquelle 32. Diese Vereinfachung ist allerdings nicht erforderlich, und es ist zu beachten, dass die Strahlhärtung präzise berücksichtigt werden kann, indem ein Photonenenergiespektrum durch eine finite Anzahl getrennt gefalteter Energieintervalle dargestellt wird.
Der zweite Faktor, die Differenz hinsichtlich der Anzahl und Ausrichtung von Strahlen 47, die jedes Voxel überqueren, beeinflusst infolge der Geometrie einer finiten Anzahl an Rollengerüstwinkeln und der Fächerausrichtung des Strahls 26 die räumliche Invarianz. Probleme aufgrund der Fächerausrichtung des Strahls (im Gegensatz zu einer parallelen Strahlgeometrie) sind größtenteils gelöst, wenn eine volle Drehung des Rollengerüsts 14 stattfindet. Fehler aufgrund der Tatsache, dass die Bestrahlung in einer nur finiten Anzahl an Rollengerüstwinkeln erfolgt, wurden als akzeptabel eingestuft.
Der dritte Faktor, der die Annahme räumlicher Varianz beeinflusst, ist die Dämpfung des Mediums. Diese beeinflusst den bruchteilsmäßigen Beitrag zum gesamten Terma aus den Strahlen in jedem Rollengerüstwinkel. In diesen Schritten des Planungsverfahrens wird demnach - wie unten ausgeführt - in jenen Fällen, in denen die genaue Berechnung der Dosis entscheidend ist, die Dosisverteilung für jeden Strahl auf der Basis der Dämpfung überlagernder Voxel getrennt berechnet und diese Dämpfung von den Parametern des tomographischen Bilds abgezogen. In diesem Fall kann die Vereinfachung der Gleichung (8) nicht herangezogen werden, und es müssen wiederholte Faltungen durchgeführt werden. In bestimmten Schritten im Planungsverfahren jedoch reicht - wie unten ausgeführt - eine Schätzung aus; in diesen Fällen nimmt man an, dass B( - ') räumlich invariant ist, und die Dosis wird gemäß Gleichung (8) berechnet.
Die Bildung von Termawerten anhand einer Soll-Dosiskarte 75 ist dann einfach das Verfahren des Umkehrens der Gleichung (8) wie folgt:
Diese Inversion erfordert, dass keine signifikanten "Nullen" (typischerweise bei hohen Frequenzen) im Nennerterm F{B( - ')} vorliegen, d. h. dass der Kern B( - ') räumlich kompkakt ist (die Fourier-Transformation eines räumlich kompakten Kerns besitzt signifikanten hochfrequenten Inhalt). Es wurde durch die Anmelder festgestellt, dass die für Patienten 59 geeigneten Kerne ausreichend kompakt sind, um diese Fourier- Entfaltung zu ermöglichen.
Bezug nehmend auf Fig. 13 ist diese Rückfaltung zur Erzeugung einer Termakarte 83 (das Terma für jedes Voxel wird aus der Soll-Dosiskarte 75 angegeben) durch den Prozessblock 84 dargestellt.

B. Umwandlung von Terma in Voxel-Energiefluenz

Wenn man die Termakarte 83 kennt, kann die Energiefluenz Ψ( '), die ein Maß der Strahlenintensität ist, an jedem korrespondierenden Voxel wie folgt durch die Gleichung (4) bestimmt werden, wenn u/ρ bekannt ist:
Der Wert von u/ρ kann geschätzt und als konstant angesehen werden, oder es kann der u/ρ-Istwert aus tomographischen Scanning-Daten, die mittels des tomographischen bildgebenden Systems 63 (siehe Fig. 8) erfasst werden, abgeleitet werden. Auf diese Weise - und wie durch den Prozessblock 85 von Fig. 13 veranschaulicht - kann eine Fluenzkarte 86 gezeichnet werden, aus der die Fluenz an jedem Punkt der Termakarte ersichtlich ist.

C. Umwandeln von Voxel-Energiefluenz in Energiefluenzprofil

Die Energiefluenz Ψ( ') an jedem Voxel ' steht zur Energie des Strahls 47, der aus dem Kompensator 40 tritt, durch folgende Gleichung in Beziehung:
worin Ψ&sub0;(φ, θ) die Energiefluenz für einen bestimmten Strahl 47 (beschrieben durch δ(P - r )) am Ausgang des Kompensators 40 ist, die dazu dient, das Fluenzprofil des Kompensators zu definieren, und γ und φ der Rollengerüstwinkel bzw. die Versetzungswinkel des Strahls 47 sind, wie dies oben erläutert ist.
Der Exponentialterm stellt die Dämpfung des Strahls 47 vom Ausgang des Kompensators 40 zum Voxel dar (verursacht durch die Masse des Patienten 59), worin u/ρ( ) die Dämpfung für jedes Voxel entlang des Strahls 47 ist, ρ( ) die Dichte jedes Voxels ist, SSD(φ, θ) der Abstand zwischen dem Ausgang des Kompensators 40 und der Oberfläche des Patienten 59 ist, r ein Einheitsvektor entlang ist (wobei man davon ausgeht, dass der Ursprung davon der Drehmittelpunkt des Rollengerüsts 14 ist), und p der Normalabstand vom Drehmittelpunkt 15 des Rollengerüsts und dem Strahl 47 ist. Der Vektor ist einfach ein Vektor entlang des Strahls 47, um eine Integrationsvariable zu haben.
Die Fluenz an jedem Voxel wird mit der Fluenz des Bestrahlungsstrahls 26 aus dem Kompensator 40 mittels Gleichung (11) in Beziehung gesetzt. In der bevorzugten Ausführungsform nimmt man an, dass die Dichte und Dämpfung jedes Voxels , u/ρ( ) und ρ( ) konstant sind und der Fächerstrahl der Bestrahlung durch einen parallelen Strahl angenähert wird, somit
Unter Zuhilfenahme der Mathematik der tomographischen Bildkonstruktion kann die Fluenzkarte 86 mittels eines Projektors 87 "umgekehrt" rückprojiziert (d. h. projiziert) werden, um ein Fluenzprofil zu bestimmen, das durch die externe Quelle erzeugt wird, die notwendig ist, um die Soll-Fluenzkarte und somit die Dosis zu erstellen.
Diese Projektion ist einfach das Gegenteil einer typischen Rückprojektion zur Erzeugung eines Bilds einer tomographischen Scheibe des Patienten 59 aus einer Reihe an Projektionen, die in einem tomographischen bildgebenden System vorgenommen werden. Da eine Projektion ein Linienintegral über eine Verteilung ist, wird die Energiefluenzverteilung für jedes Voxel (Gleichung (11)) zunächst in Bezug auf die Strahllinie differenziert:
Das Linienintegral von dΨ( )/dt entlang stellt dann - berichtigt um Dämpfung und inversquadratischen Abfall - den Projektionsvorgang dar, und Ψ&sub0;(φ, θ), das Fluenzprofil über die Versetzungswinkel φ jedes Rollengerüstwinkels θ, ist:
Die Projektion der Gleichung (13) ist durch den Projektor 87 in Fig. 13 dargestellt.
Der Projektionsprozess unterscheidet sich in Bezug auf die Errechnung von Fluenzprofilen für den Kompensator 40 in einem grundlegenden Aspekt von der einfachen Umkehr tomographischer Rückprojektion. Die Differenz ist vor allem für die Schärfe des Übergangs der Dosis zwischen dem bestrahlten tumorösen Gewebe 76 und dem gesunden Gewebe 77 von Belang. Die Schärfe in dieser Übergangsregion reduziert die Bestrahlung von gesundem Gewebe 77 und ist gegenüber der Präzision der Dosis gemäß der Soll-Dosiskarte 75 vorzuziehen.
Aus diesem Grund wird die Fluenzkarte 86 aus dem Fluenzrechner 85 vorgefiltert (siehe Prozessblock 88), um folgende gefilterte Fluenzkarte Ψ'(φ, θ) zu erzeugen:
ψ'(φ, θ) = F&supmin;¹{F{ψ(φ, θ) ω }. (14)
worin Ψ(φ, θ) die Fluenzkarte 86 ist, ω ein Rampenfilter im Frequenzraum ist und das tiefgestellte '+' die positive Komponente des Filterergebnisses anzeigt. Dieser Vorfilter 88 dient dazu, den hochfrequenten Inhalt der Fluenzkarte 86 zu erhöhen und somit den raschen Übergang der Dosis an der Grenzfläche zwischen Tumor und Nichttumor zu unterstützen.
Man beachte, dass dieser Vorfilter 88 dem Filter ähnelt, der für die "gefilterte" Rückprojektion der tomographischen Bildgebung verwendet wird. Wie bei der tomographischen Bilderzeugung nimmt der Filter bei der Erzeugung von Bilddaten eine Rückentzerrung der niederfrequenten Komponenten der Projektion vor. Darüber hinaus können andere Vorfilter eingesetzt werden, um die Verwendung des radial symmetrischen Kerns (Gleichung (6)) bei der Errechnung der Dosiskarte aus der aus dem Fluenzprofil zusammengesetzten Termakarte zu berücksichtigen.
In der Praxis müssen die Berechnung einer Termakarte, die Erzeugung einer Fluenzkarte und die Berechnung der Fluenzprofile nicht als diskrete Schritte durchgeführt werden, sondern können durch direkte Projektion der Dosiskarte mit geeignetem Filtern vorgenommen werden. Das Filtern erfolgt durch einen "schnellen Inversionsfilter", der im Projektionsraum den Vorgang des Rückfaltens und des Rampenfilterns kombiniert.
Dies kann symbolisch durch die folgende Gleichung angegeben werden:
ψ(φ, θ) = ρ{D( ) I(t)} (15)
worin sich auf einen Projektionsvorgang bezieht und I(t) der schnelle Inversionsfilter ist. Der -Operator bezieht sich auf einen Faltungsvorgang, wie er normalerweise im Fourier-Raum unter Einsatz schneller Fourier-Transformation durchgeführt wird.
Noch immer Bezug nehmend auf Fig. 13 erzeugen die Fluenzprofilberechnungen des Blocks 90, umfassend den Rückfalter 84, den Fluenzrechner 85, den Vorfilter 88, der jeden Projektionsraumfilter (wie z. B. einen Rampenfilter, einen schnellen Inversionsfilter, gefolgt von der Abschneidung von Nullen) enthält, und den Projektor 87, somit gemeinsam Fluenzprofile, die gemeinsam ein geschätztes Behandlungssinogramm 91' anhand der Soll-Dosiskarte 75 liefern. Der Fluenzprofilrechner 90 kann die Fourier- Faltung der Gleichung (9) bei der Schätzung der Fluenzprofile in diesem Stadium verwenden (unter der Annahme kleiner Ungenauigkeiten in diesem Prozess, die später zu korrigieren sind - Beschreibung weiter unten).

D. Iteration

Bezug nehmend auf. Fig. 14 wandelt der Fluenzprofilrechner 90 die Soll-Dosiskarte 75 in ein geschätztes Behandlungssinogramm 90' um, doch die Fluenzprofile dieses geschätzten Behandlungssinogramms 90' können möglicherweise nicht zur Steuerung des Kompensators 40 herangezogen werden, da im Allgemeinen das geschätzte Behandlungssinogramm 90' positive und negative Fluenzwerte enthält. Nur positive Fluenzwerte sind physikalisch durch den Kompensator 40 realisierbar; ein negativer Fluenzwert würde einen Strahl 47 darstellen, der Strahlung entlang seines Wegs absorbierte, was physikalisch unmöglich ist.
Demzufolge werden im Prozessblock 82 die Fluenzwerte des geschätzten Behandlungssinogramms 90' auf positive Fluenzwerte 89 abgeschnitten. Infolge dieser Abschneidung erzeugt das geschätzte Behandlungssinogramm 90' die Soll-Dosiskarte nicht mehr.
Das Fehlerausmaß infolge der zu positiven Fluenzprofilen 89 führenden Abschneidung wird durch Rückprojizieren der positiven Fluenzwerte 89 in eine Ist-Dosiskarte 93 bestimmt, die von der Soll-Dosiskarte 75 abweicht. Diese Rückprojektion erfolgt durch Berechnen einer Fluenzkarte aus den positiven Fluenzwerten 89 pro Gleichung (11) und einer Termakarte pro Gleichung (4) sowie durch anschließendes Falten der Termakarte mit dem Kern pro Gleichung (7), um die Ist-Dosiskarte 93 pro Prozessblock 94 von Fig. 14 zu erstellen.
Bei dieser Rückprojektion erfolgt keine Annahme räumlicher Invarianz des Faltungskerns B( - '), um eine genauere Ist-Dosiskarte 93 zu erstellen.
Die Projektion eines Fluenzprofils auf den Patienten 59 zur Errechnung einer Dosiskarte kann durch einige andere Techniken durchgeführt werden, die Fachleuten auf dem Gebiet bekannt sind.
Die Ist-Dosiskarte 93 wird mit der Soll-Dosiskarte 75 verglichen, um die Rest-Dosiskarte 96 zu liefern (angezeigt durch den Prozessblock 95). In der bevorzugten Ausführungsform subtrahiert der Vergleich von den Werten jedes Voxels der ist-Dosiskarte 93 das Größere von: a) dem korrespondierenden Wert der Soll-Dosiskarte 75 oder b) einer vorbestimmten oberen Dosisbeschränkung. Die vorbestimmte obere Dosisbeschränkung ist ein Schwellenwert, der als für tumoröses Gewebe annehmbare Dosis gilt. Klarerweise sind andere Methoden der Quantifizierung der Differenz zwischen der Soll- Dosiskarte und der ist-Dosiskarte für Fachleute auf dem Gebiet aus der vorliegenden Beschreibung ersichtlich.
Das Resultat dieses Vergleichsprozesses 95 ist die Erstellung einer Rest-Dosiskarte 96, die in Fig. 15(a) zu sehen ist. Diese Rest-Dosiskarte 96 wird dann wiederum durch den Fluenzprofilrechner 90 bearbeitet (anstelle der Soll-Dosiskarte 75), um ein Fehlerfluenzprofil 98 zu ergeben (anstelle des geschätzten Behandlungssinogramms 91).
Ein somit erstelltes Fehlerfluenzprofil 98 wird durch den Subtraktor 100 vom geschätzten Behandlungssinogramm 90' subtrahiert, um ein neues geschätztes Behandlungssinogramm 90 zu ergeben.
Wie aus Fig. 14 ersichtlich, wird dieses neue geschätzte Behandlungssinogramm 90 wiederholt durch die Prozessblöcke 82, 94, 95 und 96 über eine vorbestimmte Anzahl an Iterationen bearbeitet, wobei die Größenordnung der Werte der Fehlerfluenzprofile 98 mit jeder Iteration abnimmt (siehe Fig. 15(b)-(c)), bis ein geeignetes niedriges Fluenzprofil 98 erhalten wird.
Das neue geschätzte Fluenzprofil 90 wird dann pro Prozessblock 82 abgeschnitten, um ein endgültiges Sinogramm zur Steuerung des Kompensators zu erzeugen, wie dies oben beschrieben ist.
Wieder Bezug nehmend auf Fig. 9(b), (c) und (d) sind Dosiskarten der Erfindung, die einer Soll-Dosiskarte 75 von Fig. 9(a) entsprechen, nach folgenden Vorgängen dargestellt: nach einer Iteration (Fig. 9(b)); zwei Iterationen (Fig. 9(c)); und zehn Iterationen (Fig. 9(d)). Die Dosisvariationen im Zielvolumen (siehe Fig. 9(d)) sind ± 2% um die vorbestimmte Obergrenze von 1.000 cGy.

VI. Spiralförmiges Scannen

Bezug nehmend auf Fig. 16(a) kann ein Tumor 132 willkürlich in ähnlich dicke Tumorscheiben 133-135 eingeteilt werden. Ein Strahlentherapiegerät, in dem die Winkel der Bestrahlungsstrahlen auf eine einzelne Rollengerüstebene beschränkt sind, kann beanchbarte Scheiben des Tumors 132 getrennt entlang der Translationsachse bestrahlen, indem eine 360º-Drehung vorgenommen, dann die Bestrahlung abgebrochen und der Patient und der Tisch um eine Scheibendicke vorgerückt werden. Die nächste Scheibe kann dann mit 360º der Rollengerüstdrehung behandelt werden. Diese Art der Therapie wird als "Stop-and-shoot"-Rotationstherapie bezeichnet und ermöglicht das einfache In-Beziehung-Setzen der durch das tomographische Bilderzeugungssystem erfassten Daten mit den durch das Strahlentherapiegerät verwendeten Daten.
Es ist schwierig, die Stop-and-shoot-Therapie einzusetzen, um einheitliche Bestrahlungsdosen in einem tumorösen Volumen ohne "Lücken" oder "Hotspots" zu erzielen. Der Grund dafür ist die Tatsache, dass der Fächerstrahl selbst im Querschnitt nicht einheitlich ist. Ferner ist es schwierig, den Bestrahlungsstrahl präzise entlang der Kanten der benachbarten Scheiben zu lenken.
Bezug nehmend auch auf Fig. 16(b)-(c) sind die Fluenzprofile 143, 151 der Strahlungsquelle nicht-einheitlich und fallen in der Nähe der Kanten 144 des durch den Fächerstrahl bestrahlten Bereichs ab. Dies trifft sogar auf Geräte zu, die Strahl abflachende Filter einsetzen.
Aufgrund des Fluenzabfalls ist die Fluenzverteilung entlang der Länge des Tumors 132 nicht vollständig einheitlich, wenn die Stop-and-shoot-Rotationstherapie angewendet wird.
Wenn Bezug nehmend auf Fig. 1, 16(a) und 16(b) der Patient um genau eine Scheibenbreite nach jeder 360º-Drehung des Rollengerüsts vorgerückt wird, entstehen Lücken. In dieser Situation kann ein Tumor 132 teilweise durch das Rollengerüst 14 hindurch translatiert werden, bis der Fächerstrahl 26 nur die erste Scheibe 133 des Tumors 132 umfasst. Beginnend mit einem Rollengerüst an der willkürlichen 0º- Position wird die Strahlungsquelle mit Energie versorgt, um den Fächerstrahl zu erzeugen und ihn zur Drehachse zu lenken, während die Strahlungsquelle durch eine gesamte 360º-Drehung rotiert wird. Nach der Bestrahlung der ersten Scheibe 133 wird der Patient wieder durch das Rollengerüst hindurch in eine zweite Position translatiert, wo der Fächerstrahl nur die zweite Scheibe 134 umfasst. Nach einer zweiten 360º- Drehung der Strahlungsquelle wird der Patient in eine dritte Position translatiert. Diese Stop-and-shoot-Vorgangsweise setzt sich fort, bis alle Scheiben des Tumors 132 bestrahlt wurden.
Obwohl die durch den Fächerstrahl bestrahlten Scheiben aneinander stoßen, wie dies aus Fig. 16(b) ersichtlich ist, führt diese Vorgangsweise zu Bestrahlungslücken 148 entlang der Länge des Tumors 132, wo die Kanten 144 der Fluenzprofile 143 abfallen. Klarerweise schränken die Lücken 148 in der Bestrahlungsdosis die Bestrahlungswirksamkeit ein und sollten tunlichst vermieden werden.
Wenn bezug nehmend auf Fig. 16(a) und 16(c) der Patient um weniger als die Scheibendicke nach jeder 360º-Drehung des Rollengerüsts translatiert wird, können Bestrahlungslücken 148 eliminiert werden, doch es können Bestrahlungs-Hotspots 154 entstehen. In diesem Fall wird die Dicke des Fächerstrahls zur Bestrahlung des Tumors 132 so eingestellt, dass der Hauptabschnitt 150 jedes Fluenzprofils 151 eine gesamte Tumorscheibe umfasst, während sich die Kanten 152 des Profils 151 auf beiden Seiten der Tumorscheibe befinden. Diese Dickstrahltechnik erzeugt Bestrahlungs-Hotspots 154, wo die Bestrahlung aus den zurückgenommenen Kanten eines Fluenzprofils 151 zur Bestrahlung aus benachbarten Profilen 151 hinzukommt (siehe Fig. 16(c)).
Durch Einstellen der Überlappung benachbarter Fluenzprofile 151 kann ein Kompromiss erzielt werden, durch den die Lücken 148 und Hotspots 154 minimiert werden. Aufgrund des nicht-linearen Fluenzabfalls in der Nähe der Kanten 144 der Fächerstrahlen (siehe Fig. 16(b)) jedoch kann die Stop-and-shoot-Strahlüberlappung die Strahlungsdosis zwischen zwei benachbarten Tumorscheiben nicht zur Gänze "glätten".
Geräte, die einen im Wesentlichen linearen Fluenzabfall an ihren Fächerstrahlkanten erzeugen können, würden die Stop-and-shoot-Rotationstherapie ermöglichen. Ohne extrem genaue Translations- und Verifizierungssysteme, die Informationen über die präzise Patientenposition im Rollengerüst 14 liefern, würden allerdings diese Geräte solche Bestrahlungslücken oder Hotspots nicht eliminieren, wenn ein Fehler in der Patientenpositionierung eintritt.
Daher wird beim Strahlentherapiegerät gemäß vorliegender Erfindung ein spiralförmiges Abtastmuster angenommen, wo statt der 360º-Rollengerüstdrehung zwischen der Bewegung des Patienten entlang der Translationsachse zur nächsten Scheibe der Patient während der Drehung des Rollengerüsts kontinuierlich translatiert wird, sodass die Rotationsachse einen spiralförmigen Weg durch den Patienten hindurch beschreibt. Die Ganghöhe der Helix, d. h. die Entfernung, die der Patient entlang der Translationsachse. 17 für jede 360º-Rollengerüstdrehung zurücklegt, kann eine Scheibendicke (Breite des Rotationsfensters) sein, sodass jede Scheibe des Tumors von allen 360º bestrahlt wird. Klarerweise können auch andere spiralförige Bestrahlungsmuster verwendet werden. Unter der Annahme, dass alle Bestrahlungsstrahle 47 im Wesentlichen parallel sind, kann jede Scheibe durch eine 180º-Quellendrehung richtig bestrahlt werden.
Bezug nehmend auf Fig. 17(a) und 18(a) ist ein vereinfachter Tumor 164 von Fig. 16(a) in ähnlich dimensionierte Tumorscheiben eingeteilt, wobei einige mit 166, 167 und 168 identifiziert sind. Bezug nehmend auf Fig. 17(a) und 18(b) umfasst beim spiralförmigen Abtasten während der ersten 45º der Rollengerüstrotation ein ausgerichteter Strahl 172 den Vorderteil 171 der ersten Scheibe 166, und eine Bestrahlungsdosis 173 wird über den Vorderteil 171 der ersten Scheibe 166 absorbiert. Bezug nehmend auf Fig. 17(c) wird - während sich die Bestrahlungsquelle 32 von 45º auf 180º dreht - eine Tumorscheibe vollkommen freigegeben, und die durch die erste Scheibe 166 absorbierte Dosis steigt kontinuierlich.
Bezug nehmend auf Fig. 17(d) beginnt der Strahl 26 während der Drehung der Bestrahlungsquelle 32 von 180º auf 225º, Teile sowohl der ersten wie auch der zweiten Scheibe 166, 167 des Tumors zu umfassen. Die durch den Vorderteil 171 der ersten Scheibe 166 absorbierte Strahlung beginnt abzuflachen (siehe Fig. 18(d)), wenn sich der Vorderteil 171 des Tumors 164 aus dem ausgerichteten Strahl 26 bewegt.
Bezug nehmend auf Fig. 18(e) wurde nach einer vollen 360º-Drehung die gesamte erste Scheibe 166 des Tumors 164 gleichmäßig bestrahlt, und die Gradientenabsortion erfolgt über der zweiten Tumorscheibe 167.
Die oben beschriebene Spiraltherapie mittelt die nicht-einheitlichen Fluenzprofile 143 von Fig. 16(b) über und zwischen den Tumorscheiben 166, 167, um Kotspots 154 und Bestrahlungslücken 148 zu eliminieren.

VII. Erzeugung von Spiraldaten

Die Fluenzprofile zum spiralförmigen Betrieb eines Therapiegeräts sind nicht mit jenen identisch, die während des oben beschriebenen Planungsprozesses erzeugt werden. Obwohl sich das Rollengerüst 14 so dreht, dass die Strahlungsquelle 32 den Fächerstrahl 26 aus Winkeln, die jenen bei der Entwicklung der endgültigen Scheibensinogramme 101 ähneln, auf die Tumorstelle lenkt, ist die Position des Patienten in Bezug auf den Fächerstrahl 26 aufgrund der spiralförmigen Bewegung typischerweise nicht die gleiche wie jene bei der Entwicklung des Sinogramms. Demzufolge muss während einer Therapiesitzung - wenn der ausgerichtete Fächerstrahl 26 Teile unterschiedlicher benachbarter Tumorscheiben 166, 167 umfasst (siehe Fig. 17(d)) - der Computer 61 zwischen dem Arbeitszyklus jedes Blatts 41 für die zwei benachbarten Scheiben 166, 167 interpolieren, um eine Arbeitzyklus-Annäherung für den jeweiligen Rollengerüstwinkel φ und die Tischposition zu erhalten. Unter der Annahme, dass die Strahlen des Fächerstrahls im Wesentlichen parallel sind; kann eine einfache gewichtete Mittelungsberechnung unter Heranziehung der folgenden Gleichung dazu dienen, die Arbeitszyklus-Annäherung zu erzeugen:
ψ(zi, zi + 1, θj, φk) = ψ(zi, θj, φk)(1 - ρ/180) + ψ(zi + 1, θj, φk)(ρ/180) (16)
worin zi die erste benachbarte Scheibe ist, zi+1 eine zweite beanchbarte Scheibe ist, θj der Rollengerüstwinkel der Bestrahlungsquelle 32 ist, φk der Kompensatorblattwinkel aus dem zentralen Strahl ist, Ψ(zi, θj, φk) die erwünschte Fluenz der ersten üblicherweise bestrahlten Tumorscheibe ist (in Fig. 17(a) die Scheibe 166), Ψ(zi + 1, θj, φk) die Fluenz der zweiten üblicherweise bestrahlten Tumorscheibe ist (in Fig. 17(a) die Scheibe 167), ρ ein zweiter Rollengerüstwinkel ist, der 0º ist, wenn der Fächerstrahl 26 zuerst Teile von zwei benachbarten Scheiben umfasst, und von 0º bis 180º reicht, wenn sich der Rollengerüstwinkel θj durch die nächsten 180º dreht.
Auf diese Weise können sowohl das Fluenzprofil des Fächerstrahls 26 als auch die Dämpfung getrennter Bestrahlungsstrahlen 47 zwischen den Tumorscheiben 166, 167 entlang der Länge eines Tumors 164 gleichmäßig gestaltet werden, um Bestrahlungslücken und Bestrahlungs-Hotspots zu eliminieren.

VIII. Bestätigungsmechanismus des bildgebenden Systems

Wie oben beschrieben, wird das tomographische bildgebende System 63 betrieben, um durch den Computer 61 und den Bildrekonstruktor 69 verwendete Bilder zu erzeugen, um für jeden Rollengerüstwinkel 0 und jede Position des Translationstisches 11 Fluenzprofile zu erstellen. Darüber hinaus kann das tomographische bildgebende System 63 gemeinsam mit der Bestrahlungsquelle 32 betrieben werden, um die Position des Bestrahlungsfensters 24 relativ zum Tumor zu bestätigen. Diese Positionskontrolle kann dazu dienen, Bestrahlungsdosisfehler entweder durch Berichtigung um Veränderungen der Patientenposition oder durch Abstellen des Geräts zu begrenzen.
Während einer Therapieplanungssitzung erzeugt und speichert das tomographische bildgebende System 63 rohe Röntgenstrahlen-Dämpfungsdaten im Massenspeichersystem 73. Da der Tisch 11 stationär ist, während sich das tomographische bildgebende System 63 um den Tumor dreht, unterscheiden sich die vom System 63 erzeugten Röntgendaten von jenen, die während eines spiralförmigen Abtastens erzeugt werden.
Periodisch erzeugen jedoch der zum spiralförmigen Abtasten dienende Röntgenstrahl 29 und die Detektoranordnung 30 Daten, die mit den in der Therapieplanung verwendeten identisch sein sollten.
Bezug nehmend auf Fig. 17(a) und 17(c) ist z. B. am 180º-Drehpunkt das Bestrahlungsfenster 172 auf der ersten Scheibe 166 des Tumors 164 zentriert. Bezug nehmend auf Fig. 17(e) ist das Bestrahlungsfenster 172 am 360º-Drehpunkt auf einer diskreten Scheibe zentriert. In diesen Winkeln sollten während einer Sitzung des spiralförmigen Abtastens die durch das tomographische bildgebende System 63 erzeugten Rohdaten mit den Röntgenstrahlendaten aus dem gleichen Winkel übereinstimmen, die während des tomographischen Bilderzeugungsabschnitts der Therapiepfanungssitzung für die spezifische Scheibe erfasst werden. Diese Winkel, in denen Daten aus der Planungssitzung und Therapiesitzung identisch sind, werden hierin als Übereinstimmungswinkel bezeichnet.
Bezug nehmend auf Fig. 19 werden die während der Planungssitzung erzeugten und in der Massenspeichereinheit 73 gespeicherten Rohdaten in einen Rohdatenselektor 178 hinuntergeladen, der die Daten 180 je nach erwarteten Übereinstimmungswinkeln auswählt. Während der Therapiesitzung können die Bilderzeugungsquelle 28 und die Detektoranordnung 30 zusammenwirken, um nur die Behandlungsdaten 179 zu erzeugen, die zur Durchführung einer Positionskontrolle notwendig sind, wobei die Daten in den erwarteten Übereinstimmungswinkeln erzeugt werden (in Fig. 17(c) und 17(e) in den Winkeln von 180º und 360º, in denen der Bilderzeugungsstrahl 29 eine bestimmte Tumorscheibe umfasst). Ein Komparatormodul 182 kann dann die ausgewählten Daten 180 mit den Behandlungsdaten 179 korrelieren, um einen Differenzwert 183 gemäß der folgenden Formel zu erhalten:
worin n die Anzahl an Detektorelementen in der Detektoranordnung ist, Ψ(ρ,φk) der im Winkel φk während der Planungssitzung detektierte Fluss ist und Ψ(t,φk) der im Winkel φk während der Therapiesitzung detektierte Fluss ist.
Ein Begrenzerschaltungsmodul 184 vergleicht den Differenzwert 183 mit einer annehmbaren Grenze. Wenn der Differenzwert 183 nicht innerhalb des annehmbaren Grenzbereichs liegt, erzeugt das Begrenzerschaltungsmodul ein Alarmsignal. Wenn jedoch der Differenzwert 183 nicht über oder unter dem annehmbaren Grenzbereich liegt, lost das Begrenzerschaltungsmodul 184 einen Alarm 185 aus, um entweder die Bestrahlungsquelle abzuschalten oder den Therapeuten vor möglicher Patientenbewegung zu warnen.

IX. Software zur Steuerung der Kollimatorbacken

Alle Fluenzprofile für eine einzige Rollengerüstdrehung werden als Sinogramm für eine "Scheibe" des Tumors gespeichert. Bezug nehmend auf Fig. 20 besitzt ein vereinfachter zylindrischer Tumor 110, dessen Achse mit der Rotationsachse des Rollengerüsts 14 übereinstimmt, einen Abschnitt 111 mit größerem Durchmesser und einen Abschnitt 112 mit relativ kleinerem Durchmessern. Beide Abschnitte 111, 112 des Tumors 110 wurden in getrennte, ähnlich dimensionierte Scheiben 113, 114, 115, 116 und 117 unterteilt.
Bezug nehmend auf Fig. 21 (a)-(c) bildet jedes Sinogramm des Tumors 110 eine dreidimensionale Oberfläche, die Daten über die Intensität der Strahlbreite für jedes Dämpfungsblatt des Kompensators 40 entlang der vertikalen Achse, den Rollengerüstwinkel θ entlang der horizontalen Achse und die sich in die Seite zurück erstreckende Blattnummer liefert. Für einen einfachen homogenen und zylindrischen Tumor von Fig. 20 bilden die Sinogramme ein rechteckiges Plateau mit zwei Werten. Im Allgemeinen jedoch sind die Sinogramme willkürlich komplexe zweidimensionale Oberflächen.
Bezug nehmend auf Fig. 22 empfängt vor einer Therapiesitzung ein Vergleichsmodul 119 alle Sinogramme, die getrennten Tumorscheiben entsprechen, die in Ebenen parallel zur Fächerstrahlebene 38 liegen. Nach der Bestimmung der Fluenzprofile der Behandlungssinogramme 102 und deren Speicherung im Massendatenspeichersystem 73 vergleicht das Vergleichsmodul 119 Sinogramme für benachbarte Tumorscheiben durch einen Korrelationsprozess. Wenn zwei Sinogramme, die mit benachbarten. Tumorscheiben korrespondieren, stark miteinander korrelieren, bedeutet dies, dass die Fluenzprofile für beide Scheiben für jeden Rollengerüstwinkel θ ähnlich sind. Somit sind die Arbeitszyklen der Kompensatorblätter 41 für beide Scheiben in jedem Rollengerüstwinkel θ ähnlich, weshalb ähnliche benachbarte Tumorscheiben gemeinsam bestrahlt werden können, sodass die Anzahl an zur Bestrahlung eines Tumors notwendigen Rollengerüstdrehungen minimiert wird.
Wenn Bezug nehmend auf Fig. 20, 21 und 22 der Tumor 110 in den Bestrahlungskollimatorstrahl 26 translatiert wird, sodass die erste Tumorscheibe 113 durch den Fächerstrahl 26 bestrahlt wird, identifiziert das Vergleichsmodul 119 das im Massendatenspeichersytem 73 gespeicherte Sinogramm (Fig. 21 (a)), das mit der ersten Scheibe 113 korrespondiert, und verwendet es als Vergleichsstandard. Das Vergleichsmodul 119 identifiziert auch die Tumorscheibe 114; die der ersten Tumorscheibe 113 benachbart ist und als nächstes durch den dicken Fächerstrahl 26 bestrahlt wird, und lokalisiert ihr korrespondierendes Sinogramm (Fig. 21 (b)).
Das Vergleichsmodul 119 korreliert dann dieses erste und zweite Sinogramm, um gemäß folgender Formel einen Differenzwert 120 zu erhalten:
worin ψ(z&sub1;, θj, φk) die Fluenz der ersten Scheibe (113) im Rollengerüstwinkel θj für das Kompensatorblatt φk ist und ψ(z&sub2;, θj, φk) die Fluenz der zweiten Tumorscheibe (114) im Rollengerüstwinkel θj für das Kompensatorblatt φk ist. n ist die Anzahl an Blättern 41, die der Kompensator 40 verwendet, und 360º ist eine Rollengerüstdrehung. Der Differenzwert 120 ist ein Maß der Ähnlichkeit zwischen Sinogrammen, die mit den zwei Scheiben korrespondieren.
Ein Steuersignalgenerator 121 vergleicht den Differenzwert 120 mit einer vorbestimmten Grenze. Wenn der Differenzwert 120 unter der Grenze liegt, setzt der Signalgenerator 121 einen Merker im Massendatenspeichersystem 73; dies erfolgt über das Signal 122, das anzeigt, dass die jeweiligen Tumorscheiben als Teil einer Bestrahlungszone während einer späteren Therapiesitzung behandelt werden können.
Es ist aus Fig. 21(a) und 21(b) ersichtlich, dass die Sinogramme für die zwei Scheiben 113, 114 ähnlich sind. Nachdem daher das Vergleichsmodul 119 die Sinogramme der Fig. 21(a) und 21(b) mittels der Gleichung 17 korreliert hat, ergibt sich ein kleiner Differenzwert 120. Die ersten zwei Scheiben 113, 114 des Tumors können deshalb in einer Therapiesitzung als eine Bestrahlungszone behandelt werden, und der Steuersignalgenerator 121 liefert zu diesem Zweck ein Signal 122.
Wenn der Differenzwert 120 zwischen zwei Sinogrammen benachbarter Scheiben 113, 114 klein ist, identifiziert das Vergleichsmodul 119 die dritte durch die Fächerstrahldicke 26 zu bestrahlende Scheibe 115 und lokalisiert ihr zugehöriges Sinogramm. Durch Vergleich des ersten Sinogramms (Fig. 21(a)) mit dem dritten nicht dargestellten Sinogramm wird ein neuer Differenzwert 120 erzeugt.
Wenn der neue Differenzwert 120 auch unter der Grenze liegt, sendet der Steuersignalgenerator 121 ein weiteres Steuersignal 122 an das Massendatenspeichersystem 73, das anzeigt, dass die erste 113, zweite 114 und dritte 115 Tumorscheibe während der Therapiesitzung als einzelne Bestrahlungszone behandelt werden sollten. Betreffend den Tumor von Fig. 20 ähnelt die dritte Scheibe 115 sehr den ersten beiden Scheiben 113, 114 und besitzt daher ein ähnliches Sinogramm und einen minimalen Differenzwert 120. Daher wird die dritte Scheibe 115 als Teil einer Bestrahlungszone gemeinsam mit der ersten 113 und zweiten 114 Scheibe behandelt.
Der Korrelationsprozess wird mit Sinogrammen fortgesetzt, die jeder nächsten benachbarten Scheibe des Tumors 110 entsprechen und mit dem Vergleichs- Standardsinogramm korreliert werden, bis ein Differenzwert 120 ermittelt wird, der über der Grenze liegt.
Wenn irgendein Differenzwert 120 über der Grenze liegt, erzeugt der Steuersignalgenerator 121 ein Steuersignal 122, das im Massenspeichersystem einen Abschlussmerker setzt. Ein solcher Abschlussmerker zeigt an, dass die letzte Tumorscheibe der Beginn einer neuen Bestrahlungszone ist.
Wenn beispielsweise in Bezug auf den Tumor 110 in Fig. 20 das Sinogramm (Fig. 21(c)) für die erste, einen großen Durchmesser aufweisende Scheibe 116 des Tumors 110 mit dem Sinogramm für den Vergleichsstandard (Fig. 21(a)) verglichen wird, resultiert ein hoher Differenzwert 120, und der Steuersignalgenerator 121 speichert einen Abschlussmerker, der anzeigt, dass die Scheibe 116 mit großem Durchmesser nicht als Teil einer Bestrahlungszone mit den vorherigen Tumorscheiben behandelt werden kann.
Sobald ein unnannehmbar hoher Differenzwert 120 ermittelt und der Abschlussmerker gespeichert worden ist, beginnt das Vergleichsmodul 119 wiederum mit dem Vergleichsprozess und wählt als Vergleichsstandard das Sinogramm aus, das der letzten Tumorscheibe 116 entspricht, die den hohen Differenzwert 120 erzeugte. In Fig. 20 wäre der neue Vergleichsstandard das Sinogramm, das mit der ersten, einen großen Durchmesser aufweisenden Scheibe 116 des Tumors 110 korrespondiert. Das Vergleichsmodul 119 beginnt mit einer neuen Reihe an Korrelationsberechnungen, die den neuen anfänglichen Vergleichsstandard (Fig. 21(c)) mit der nächsten Scheibe 117 des Tumors korrelieren, die nach dem neuen anfänglichen Vergleichsstandard zu bestrahlen ist. Diese Vergleiche werden fortgesetzt, bis jede Tumorscheibe mit einer spezifischen Bestrahlungszone des Tumors assoziiert wurde. Eine Bestrahlungszone kann eine einzelne Scheibe sein.
Ein Zonenkartengenerator 123, der mit der Massenspeichereinheit 73 kommuniziert, komprimiert die Bestrahlungszonendaten in einen Wert, der die Größe jeder Bestrahlungszone anzeigt und gemeinsam mit dem für jede Bestrahlungszone repräsentativen Sinogramm gespeichert wird.

X. Betrieb der Kollimatorbacken

Bezug nehmend auf Fig. 23(a)-(f) werden am Beginn einer in Fig. 23(a) dargestellten Therapiesitzung die Backen 31a, 31b geschlossen, sodass die einander gegenüberliegenden Stirnflächen 249 der Backen an einer einzelnen geschlossenen Backenebene 126 anliegen, die sich an der Kante des Kollimatorstrahls 3 befindet, durch den der Tumor zuerst eintritt. Bezug nehmend auf Fig. 23(b) gelangt während einer Therapiesitzung ein Tumor 128 zuerst durch die Hinterkante 8 des ausgerichteten Strahls 3 (definiert durch eine hintere Backe 31b) und dann durch die Vorderkante des ausgerichteten Strahls 3 (definiert durch eine vordere Backe 31a).
Wenn die Vorderkante 125 einer ersten Scheibe 129 eines Tumors 128 in die geschlossene Backenebene 126 translatiert wird, beginnt sich das Rollengerüst 14 (in Fig. 23(a)-(f) nicht dargestellt) zu drehen, woduch die Strahlungsquelle um eine Rotationsachse 118 bewegt wird. Während sich die Strahlungsquelle 32 und die Backen 31a, 31b um eine Halbdrehung bewegen (Fig. 23(b) und (e)), bewegt sich die hintere Backe 31b weg von der vorderen Backe 31a, während die Vorderbacke 31a in Bezug auf die Liege und den Patienten 59 stationär bleibt. Während der ersten Halbdrehung gelangt die erste Tumorscheibe 129, die sich relativ zur hinteren Backe 31b bewegt, vollständig durch die hintere Kante 8 des ausgerichteten Strahls 3.
Wie aus Fig. 23(e) ersichtlich, umfasst nach den ersten 180º der Rollengerüstdrehung der ausgerichtete Strahl 3, der durch den Backenspalt 221 führt, die gesamte erste Scheibe 129 des Tumors 128. Ab diesem Punkt bleiben die Backen 31a, 31b fix voneinander getrennt, sodass ein konstanter Backenspalt 221 entsteht.
Man beachte, dass nach einer 180º-Drehung das Ausmaß der kumulativen Strahlung, die über die Scheibe 129 empfangen wird, nicht konstant ist, sondern einen Gradienten darstellt. Die Vorderkante 125 der Scheibe 129 hat zum Abschluss der zweiten 180º- Drehung mehr Strahlung als die Hinterkante empfangen, wobei, wenn die Vorderkante 31a in Bezug auf die Hinterkante 31b und die Strahlungsquelle 32 stationär bleibt, dieser Gradient eliminiert wird. Der Gradient der während der zweiten 180º-Drehung bereitgestellten Strahlung ist der Kehrwert des durch die erste halbe spiralförmige Drehung erzeugten Gradienten, und die zwei Graidenten werden über die ersten 360º spiralförmiger Drehung addiert.
Wie aus Fig. 23(c) ersichtlich, weisen während der zweiten 180º-Drehung der Strahlungsquelle 32 um das Rollengerüst die Backen 31a und 31b einen konstanten Abstand auf, während der Tumor 128 durch die Fächerstrahldicke 3 translatiert wird. Die Translationsgeschwindigkeit des Tumors 128 und die Rotationsgeschwindigkeit des Rollengerüsts 14 sind so eingestellt, dass nach der zweiten 180º-Drehung der durch den Backenspalt 221 führende ausgerichtete Strahl 3 die gesamte zweite Scheibe 130 umfasst. An diesem Punkt wurde die gesamte erste Scheibe 129 gleichmäßig bestrahlt. Die Translation und Rotation werden in diesem Verhältnis fortgesetzt, und der Backenspalt 221 bleibt über so viele Rollengerüstdrehungen wie erforderlich an einer Scheibe, um den Tumor vollständig zu bestrahlen.
In einer zweiten Ausführungsform werden das Kollimatorsteuergerät und die Sinogrammdaten der Erfindung dazu verwendet, die Spaltgröße 221 zwischen den Kollimatorbacken 31a, 31b während der Therapiesitzung zu variieren. Nach der richtigen Positionierung des Patienten 59 sowie der Lokalisierung des Tumors 131 und dem Laden der Bestrahlungszonenkarte in den Computer 61 beginnt die Therapiesitzung.
Bezug nehmend auf Fig. 24(a) tritt die erste Scheibe 137 der ersten Bestrahlungszone 142 in die durch die Backen 31a, 31b definierte geschlossene Backenebene 145 ein. Die ersten drei Scheiben 137, 138 und 139 des Tumors 130 sind als eine Bestrahlungszone 142 zu behandeln, wie dies durch die Bestrahlungszonenkarte angezeigt ist. Da drei Scheiben als eine Zone 142 zu behandeln sind, kann die relative Translationsgeschwindigkeit der Liege 11 um das Dreifache erhöht werden. Wie aus Fig. 24(b) ersichtlich, bewegt sich während der ersten 180º-Drehung der Strahlungsquelle 32 die vordere Backe 31a gemeinsam mit der Vorderkante 140 der ersten Bestrahlungszone 142 mit erhöhter Liegengeschwindigkeit, während die hintere Backe 31b in Bezug auf die Strahlungsquelle stationär bleibt. Die gesamte erste Bestrahlungszone 142 (d. h. die Scheiben 137, 138, 139) bewegt sich durch die Hinterkante 8 des durch die hintere Backe 31b definierten ausgerichteten Strahls 3, wenn die erste spiralförmige 180º-Drehung abgeschlossen ist. Zu diesem Zeitpunkt umfasst der durch den Backenspalt 221 führende ausgerichtete Strahl 3 die gesamte erste Bestrahlungszone 142.
Während der zweiten spiralförmigen 180º-Drehung setzt sich die Translation der Liege 11 mit erhöhter Geschwindigkeit fort, und die vordere Backe 31a bleibt in Bezug auf die Quelle 32 konstant, während die hintere Backe 31b mit erhöhter Liegengeschwindigkeit zur vorderen Backe 31a bewegt wird.
Bezug nehmend auf Fig. 25(c) und (f) folgt die hintere Backe 31b der Hinterkante des ausgerichteten Strahls 3 bis zur Hinterkante 141 der ersten Bestrahlungszone 142. Am Ende der zweiten spiralförmigen 180º-Drehung werden die Backen 31, 31b geschlossen, und die Hinterkante 141 der ersten Bestrahlungszone 142 stößt an der geschlossenen Backenebene 145 an.
Während der dritten spiralförmigen 180º-Drehung beginnt der obige Prozess für die zweite Bestrahlungszone 136 von neuem (d. h. die Zone mit relativ großem Durchmesser, die man in Fig. 24(a)-(f) sieht), wobei die Liegengeschwindigkeit und die maximalen Backenspalte 221 eingestellt sind, um die Größe der zweiten Bestrahlungszone 136 widerzuspiegeln.
Obige ausführliche Beschreibung betrifft eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung. Modifikationen sind möglich. Beispielsweise muss ein computerisiertes Tomographiesystem nicht Teil der Bestrahlungstherapiegeräte sein; es können getrennte Geräte verwendet werden.
Man beachte, dass andere komplexere Algorithmen entwickelt werden können, damit die Backen 31a, 31b während einer gesamten Therapiesitzung voneinander getrennt bleiben (d. h. sie schließen sich zwischen Bestrahlungszonen nicht vollkommen). Alternativ dazu könnten Algorithmen entwickelt werden, welche die Backen 31a, 31b am Ende großer Bestrahlungszonen schließen, jedoch an einer einzelnen Tumorscheibe geöffnet bleiben, sodass zwischen benachbarten Sinogrammen in Bereichen, in denen Bestrahlungszonen eine vorbestimmte Mindestgröße aufweisen, linear interpoliert wird.
In einer anderen möglichen Variation kann eine vollständige spiralförmige Rotation dazu dienen, die Backen 31a, 31b bis zu einer Position zu öffnen, an welcher der ausgerichtete Strahl 3 eine Bestrahlungszone vollständig bestrahlt. In vielen Anwendungen ist eine vollständige spiralförmige Rotation wünschenswert, sodass jeder Teil einer Bestrahlungszone aus vollen 360º bestrahlt wird.
Ferner ist das Verfahren zur Planung der Strahlentherapie nicht auf eine bestimmte Strahlungsquelle beschränkt, sondern kann mit jeder Strahlungsquelle verwendet werden, die in getrennte gedämpfte Bestrahlungsscheiben zerlegt ist.
In einer weiteren Variation können die tomographischen Therapieplanungsdaten spiralförmig erfasst werden, um eine perfektere Übereinstimmung zwischen diesen Daten und den während einer Bestrahlungssitzung erzeugten Bilderzeugungsdaten zu erzielen. Solche Daten könnten dazu dienen, während einer Therapiesitzung eine konstante Positionskontrolle auf dem Patienten und dem Tumor durchzuführen. Darüber hinaus können die Röntgenstrahlenquelle 28 und die Strahlungsquelle 32 so konfiguriert sein, dass sie in einer Ebene liegen. Um die Offentlichkeit von den verschiedenen Ausführungsformen zu unterrichten, die in den Schutzbereich der Erfindung fallen, wurden nachstehend angeführte Patentansprüche formuliert.

Claims

1. Strahlentherapiegerät, das eine Strahlungsquelle (32) aufweist, die einen Bestrahlungsstrahl (26) in einer Vielzahl von Winkeln innerhalb einer Rollengerüstebene auf einen Patienten mit einem Behandlungvolumen lenkt, wobei der Strahl eine Vielzahl benachbarter Einzelstrahlen umfasst, die um einen zentralen Einzelstrahl divergieren, wobei der Strahl, wenn er nicht eingeschlossen ist, ein Strahlungsfenster (33) auf dem Patienten begrenzt, wobei das Strahlengerät umfasst:

ein Patienten-Tragemittel (11), das entlang einer Translationsachse angeordnet ist, um einen Patienten zu tragen und den Patienten entlang der Translationsachse zu bewegen; und

ein Bewegungsmittel, um die Strahlungsquelle (32) um eine Rotationsachse zu bewegen, während der Tisch entlang der Translationsachse bewegt wird;

wodurch der zentrale Einzelstrahl einen spiralförmigen Weg durch den Patienten beschreibt.

2. Strahlengerät nach Anspruch 1, worin der Patient für jeweils 2 π Drehung der Strahlungsquelle um die Rotationsachse um einen Bruchteil der Breite des Strahlungsfensters die Translationsachse entlang bewegt wird.

3. Strahlentherapiegerät nach einem der vorangegangenen Ansprüche, das auch ein ringförmiges, stationäres Strahlungsschild (12) umfasst, das um die Rollengerüstebene angeordnet ist, um Streustrahlung von der Strahlungsquelle abzufangen, nachdem die Strahlung durch den Patienten hindurchgegangen ist.

4. Strahlentherapiegerät nach einem der vorangegangenen Ansprüche, das auch einen Strahlenstopper (107) gegenüber der Strahlungsquelle umfasst, wobei der Strahlenstopper Strahlung von der Strahlungsquelle begrenzt und einschließt, nachdem die Strahlung durch den Patienten hindurchgegangen ist.

5. Strahlungstherapiegerät nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei das Gerät einen Kollimator (36) umfasst, der zwischen der Strahlungsquelle (32) und dem Patienten (59) angeordnet ist, um die Strahlenbreite normal zur Strahlenebene (38) zu regulieren, wobei das Gerät ein Mittel umfasst, um den Patienten in Bezug auf das Rollengerüst (14) entlang der Translationsachse (17) zu bewegen, so dass das Behandlungsvolumen eine Vielzahl benachbarter Scheiben umfasst, wobei jeder Scheibe ein Sinogramm zugeordnet ist, die die gewünschten Fluenzprofile angeben, die zu einer zugeordneten Scheibe zu richten sind, wobei das Gerät umfasst:

ein Vergleichsmittel zum Vergleichen von Sinogrammen benachbarter Scheiben, um einen Differenzwert zu erzeugen;

ein Steuersignalmittel, das den Differenzwert vom Vergleichsmittel erhält, um durch ein Korrelationssignal anzuzeigen, ob der Differenzwert innerhalb einer vorbestimmten Grenze liegt;

ein Kollimatorsteuermittel (64), das das Korrelationssignal vom Steuersignalmittel erhält, um den Kollimator (36) zu regulieren, um die Strahlenbreite auf gleichzeitig bestrahlte benachbarte Scheiben des Behandlung erfordernden Volumens einzustellen, wenn das Korrelationssignal anzeigt, dass der Differenzwert innerhalb der vorbestimmten Grenze liegt.

6. Strahlentherapiegerät nach Anspruch 5, worin der Kollimator eine erste Kollimatorbacke (31) und eine zweite Kollimatorbacke (31) zur Regulierung der Breite des Strahls umfasst.

7. Strahlentherapiegerät nach Anspruch 6, worin jedes Sinogramm Profile für eine Vielzahl von Rollengerüstwinkel für eine zugeordnete Scheibe umfasst, und wodurch das Vergleichsmittel Profile benachbarter Sinogramme in entsprechenden Rollengerüstwinkeln vergleicht und die Werte der Vergleiche kombiniert, um den Differenzwert zu erzeugen.

8. Strahlentherapiegerät nach einem der vorangegangenen Ansprüche, worin das Patienten-Tragemittel (11) ein Tisch ist.