DE3752198T2

DE3752198T2 - Mehrblattkollimator und Kompensator für Strahlentherapiegeräte

Info

Publication number: DE3752198T2
Application number: DE3752198T
Authority: DE
Inventors: Craig S Nunan
Original assignee: Varian Associates Inc
Current assignee: Varian Medical Systems Technologies Inc
Priority date: 1986-09-10
Filing date: 1987-08-17
Publication date: 1998-10-29
Anticipated expiration: 2007-08-18
Also published as: DE3788988T2; EP0556874B1; EP0556874A2; DE3788988D1; JPH09271520A; JPS63139569A; US4868843A; US4868844A; DE3752198D1; DE3752200T2; EP0556874A3; JP2543373B2; JP2892983B2; EP0562644A1; EP0259989A1; DE3752200D1; EP0259989B1; EP0562644B1

Description

Die Erfindung betrifft ein Gerät und ein Verfahren zur Strahenbehandlung unter Beeinflussung der Form des Strahlungsfeldes und unter dynamischer Steuerung der räumlichen Intensitätsverteilung des Strahungsfeldes in einem Strahlentherapiegerät und in der selektiven Anwendung solcher Strahlung bei lebenden biologischen Materien einschließlich menschlicher Patienten in der Therapie zur Krebsbehandlung.
Die konventionelle Behandlung eines Tumors in einem Patienten durch Röntgenstrahlen erfolgt durch Planung der Strahlungswinkel und der Dosis unter Berücksichtigung von Sicherheitsfaktoren im Hinblick auf die Organe des Patienten, die sich im Strahlengang des Röntgenstrahls befinden würden. Der Behandlungsplan geht davon aus, daß das Behandlungsgerät bestimmte Fähigkeiten besitzt. Folglich geht die derzeitige Behandlungspraxis davon aus, daß das Gerät einen Strahl bestimmter rechteckiger Form und Intensität erzeugen kann, um einen zentralen räumlichen Fixpunkt unter irgendeinem festen Winkel zu schneiden. Daher ermöglichen es die Positionierung des Patienten und die Verwendung von vielfachen Positionen und vielfachen Strahrichtungen, im Integral hohe Dosen in ausgewählten Bereichen zu erhalten, während die Streustrahlung auf andere Organe niedrig gehalten wird. Hierfür wurde die Steuerung des Ausgangswertes des Röntgenstrahl-Querschnitts durch die Verwendung von Backenmitteln erreicht, und eine Steuerung der Intensität des Strahls war durch die Verwendung von Absorptionsplatten oder durch eine Steuerung der Beschleunigerenergie möglich, wodurch eine einheitliche Intensität über den Querschnitt des Röntgenstrahls erreicht wurde. Dann erhält man Feldgrenzen unregelmäßiger Form durch Befestigung von Schattenblöcken auf einem Schattenträger, und unregelmäßige Intensität über den Querschnitt wird durch die Verwendung von Keilfiltern oder Kompensationsfiltern (was Metall-Formstücke sind) erzielt, was alles zwischen den Backen und dem Patienten angeordnet wird. Diese Einrichtungen müssen natürlich für jeden Winkel geändert werden.
Die Erfindung eröffnet eine völlig neue Behandlungsmethode ohne Schattenblöcke, Keilfilter und Kompensationsfilter der bekannten Art und reduziert die Strahlenbelastung der Radiologen bei der Behandlung des Patienten, während die neue Methode zur gleichen Zeit eine erheblich verbesserte Präzision der zwei-dimensionalen Formgebung der Intensitätsverteilung der resultierenden Dosis in dem Patienten ermöglicht. Ferner ermöglicht die Erfindung aufgrund der dynamisch durchführbaren Formierung des Strahls und Steuerung der Intensitätsverteilung die Verwendung effektiver Behandlungsprogramme, die beim Stand der Technik unpraktisch gewesen wären.
Bei der konventionellen Therapie werden rechteckige Feldformen durch vier motorgetriebene Backen im Strahlungskopf erzeugt. Unregelmäßige Feldformen für individuelle Ausgänge werden dann durch die Anordnung von Schattenblöcken auf einem Schattenträger zwischen den Backen und dem Patienten erzeugt. Die Schattenblöcke schirmen gefährdete Organe ab, die von dem Tumor nicht befallen sind. Der Röntgenstrahl kann in der vorgeschriebenen Behandlungsstärke aus einer einzigen Richtung auf das Ziel gerichtet werden (Einzel-Feld-Therapie), aus zwei oder mehr Richtungen (Mehrfach-Feld-Therapie), oder der Strahl wird in Bogenform geführt (Bogen- oder Rotations-Therapie), was alles bspw. durch Rotation einer isozentrischen Apparatur erfolgen kann. Ein zylindrisch geformter Bereich hoher Dosis wird durch ein rechteckiges Feld bei der Mehrfach-Feld-, Bogen- oder Rotations-Therapie erzeugt.
Bei der Mehrfach-Feld-Therapie werden die Schattenblöcke für jeden Strahlungswinkel ausgewechselt. Wenn der Strahlungswinkel nicht vertikal verläuft, müssen die Schattenblöcke an dem Schattenträger gesichert werden, um ihr Herabfallen zu verhindern. Die individuelle Handhabung dieser Blöcke oder auf Schattenträgern ist zeitaufwendig. Die Schattenblöcke werden üblicherweise durch Gießen eines Schwermetalls in eine Form hergestellt, was ebenfalls zeitaufwendig ist. Die Schattenblöcke können schwer sein, schwierig zu handhaben und schließlich gefährlich, wenn sie auf den Patienten oder auf das Strahlenbehandlungs-Personal fallen. Bei einer Bogen- oder Rotations-Therapie ist es nicht praktikabel, die Schattenblöcke kontinuierlich oder in kleinen Schritten des Strahlwinkels auszuwechseln. Ferner kann das erfordern, daß der Röntgenassistent für jedes Behandlungsfeld zurück in den Abschirmraum geht, was ein zeitaufwendiges Verfahren darstellt.
Die üblichen Feldformen bei der Behandlung führen zu einem dreidimensionalen Behandlungsvolumen, das Segmente gesunden Gewebes mit einschließt, wodurch die auf den Tumor zu richtende Dosis begrenzt wird. Die Streustrahlungsdosis, der ein Orga nteil mit normalem Gewebe ohne ernsthafte Schäden ausgesetzt werden kann, kann dadurch erhöht werden, daß die Größe des der Streustrahlungsdosis ausgesetzten Organteils verkleinert werden kann. Eine Vermeidung ernsthafter Schäden bei den Organen, die den Tumor umlagern, bestimmt die dem Tumor zuzuführende Maximaldosis. Die Heilungswerte für viele Tumore sind eine steile Funktion der dem Tumor zugeführten Dosis. Berichten zu Folge sind Techniken in der Entwicklung, um das Behandlungsvolumen mehr an die Form des Tumorvolumens anzupassen, dabei das Produkt aus Volumen und Dosis, mit welchem normales Gewebe ausgesetzt ist, zu minimieren, mit den zu erwartenden Auswirkungen auf die Gesundheit des Patienten. Diese andere Technik könnte möglicherweise höhere Dosen bei Tumoren erlauben oder könnte zu einer geringeren Beschädigung des normalen Gewebes führen. Diese Techniken beinhalten, daß die Röntgen-Backen während der Behandlung bewegt und der Röntgenstrahl abgetastet werden, oder daß Mehrblattkollimatoren verwendet werden. Im Allgemeinen konnte eine Mehrbatt-Ausrüstung gemäß dem Stand der Technik keine internen Bereiche des Strahlungsfeldes ausformen, z. B. Inseln oder längsgerichtete Halbinseln.
In einer Technik, die dynamische Therapie genannt wird, wird ein Satz Backen angeordnet, um einen engen (bspw. 4 cm) fächerförmigen Röntgenstrahl zu erzeugen, und die Spreizung des Fächerstrahls kann durch einen zweiten Satz Backen variiert werden, um den Grenzen des vorgeschriebenen Behandlungsvolumens zu entsprechen, wenn der Strahl um den Patienten herumgeschwenkt oder winkelschrittweise herumgeführt wird und wenn der Patient und die Tischoberfläche, auf der er liegt, durch den Fächerstrahl hindurchbewegt werden. Ein Computer steuert die Bewegungen der Tischoberfläche in x-, y- und z- Richtung, den Gerätewinkel, die oberen Backen während des Beginns und des Endes der Abtastung, die unteren Backen während des gesamten Abtastens, und die Dosisleistung. Die Komplexität ist derart, daß große Sorgfalt bei der Vorbereitung solcher Behandlungen aufgewendet werden muß, was eine beträchtliche Zeit erfordert.
Ferner wurde eine Technik vorgeschlagen, bei welcher eine engkollimierte Röntgenstrahlungskeule über ein Behandlungsfeld streicht, was die Erzeugung von unregelmäßigen Feldformen bei ausgewählten Strahlwinkeln ermöglicht. Da sich nur ein kleiner Teil der Röntgen-Ausgangsleistung innerhalb der engen Strahlungskeule befindet, ist die effektive Dosisleistung gering und die Zeit zum Erzeugen eines Ausgangsfeldes ist lang und Mehrfach-Feld-Behandlungszeiten sind übermäßig lang. Ferner ist die Abtastung individueller Felder in den Betriebsarten der Bogen- und Rotations-Therapie nicht ohne weiteres anwendbar.
Es wurden Geräte entwickelt, in welchen jedes der unteren Backenpaare in eine Anzahl (bspw. 5 - 32) von engen Stäben aufgeteilt ist, die Blätter genannt werden. Jedes Blatt kann ungefähr 8 cm dick sein (in Richtung des Strahls), um eine angemessene Dämpfung des Röntgenstrahls zu erzeugen (herunter bis etwa 1 %), ungefähr 0,5 bis 1,5 cm breit und etwa 14 cm physisch lang (nicht SAD). Jedes Blatt kann unabhängig durch einen Motorantrieb bewegt werden. Das ermöglicht die Erzeugung unregelmäßig geformter Felder mit abgestuften Grenzen, wodurch Schattenblöcke für viele Behandlungssituationen bei der Portal-Therapie vermieden werden. Die Form kann geändert werden, wenn die Strahichtung geschwenkt wird, wie in der Bogen- oder Rotationstherapie. Der Nachteil dieser Technik des Ersetzens der unteren Backen durch eine Vielzahl von Blättern besteht darin, daß jedes Blatt ziemlich groß und schwer ist, was wiederum ein Motorantriebssystem erfordert, das beachtlichen Platz benötigt. Da in dem Strahlungskopf für all diese Komponenten nur begrenzter Raum zur Verfügung steht, müssen entweder Opfer bei der Systemleistung in Kauf genommen werden (so z. B. weniger Blätter, begrenzte Feldgröße) oder die Herstellungskosten steigen.
In einer anderen Technik werden die konventionellen oberen und unteren Backenpaare beibehalten und ein Blattsatz wird zwischen die Backen und dem Patienten angeordnet. Jedes Blatt bewegt sich in einer Ebene, angetrieben durch einen rotierenden Nocken und angestoßen durch eine Form, die der gewünschten unregelmäßigen Feldform entspricht. In einem früheren Konzept war jedes Blatt dick genug, um den Röntgenstrahl auf das geforderte Niveau herabzudämpfen (bis etwa 5 % der ungedämpften Strahungsintensität), wobei die Enden und Seiten des Blattes ein rechteckiges Parallelogramm bilden, so daß sie nicht auf die Röntgenquelle gerichtet waren. In einem neueren Konzept bilden eine Vielzahl von Stangen kleinen Durchmessers ein Bündel, das ausreichend dick ist, um die geforderte Dämpfung des Röntgenstrahls zu gewährleisten. Jede Stange kann relativ zur benachbarten Stange gleiten. Eine Form, die den Grenzen der gewünschten Feldform entspricht, wird dazu benützt, die Anordnung der Stangen derart zu verschieben, daß die Enden der Stangen eine dem Röntgenstrahl ähnliche Grenzlinie bilden. Da die Stangen einen kleinen Durchmesser haben, kann die Grenzlinie des Strahlungsfeldes relativ sanft (in sehr kleinen Schritten) und in Richtung auf die Röntgenquelle angeschrägt (fokussiert) verlaufen. Allerdings erfordert eine Veränderung der Feldform als Funktion des Strahlwinkels ohne Eintritt in den Behandlungsraum ein ziemlich komplexes Antriebssystem, da die große Anzahl von Stangen erfordert, daß sie gemeinsam anstelle individuell angetrieben werden.
Keilfilter sind Metallstücke, welche in eine Richtung angeschrägt sind, aber in orthogonaler Richtung eine konstante Dicke aufweisen. Sie werden dazu verwendet, eine gleichmäßigere Leistungsverteilung innerhalb eines Behandlungsvolumens zu erzeugen, wenn es von zwei Richtungen abgestrahlt wird, die weniger als 180' auseinanderliegen. Und sie werden bei jedem Apparaturwinkel als eine Roh-Kompensation für die Tiefenveränderung von der Oberfläche des Patienten zu der Ebene in der Behandlungstiefe verwendet. In beiden Fällen wird nur eine ungefähre Korrektur der Dosisverteilung in dem Behandlungsvolumen erreicht. Üblicherweise werden Standard-Keile mit Keilwinkeln von 15', 30', 45' und 60' verwendet. Zwischenwinkel werden durch zwei Bestrahlungen pro Feld erreicht, eine mit Keilfilter, eine ohne. Da das manuelle Einfügen und Herausnehmen der Keile arbeitsaufwendig ist, wurden automatisch zurückziehbare Keilfilter mit einem festen Winkel (üblicherweise 60') entwickelt. Im wesentlichen erfordern dann alle gekeilten Felder zwei Bestrahlungen, eine mit dem Keilfilter, eine ohne. Das ist ein zeitaufwendiges Verfahren, insbesondere bei der Rotations- Therapie, da eine zusätzliche Apparaturdrehung erforderlich ist.
Kompensatoren, oft auch Kompensationsfilter genannt, bestehen aus geformten oder zusammengesetzten Metallstücken, die derart geformt sind, daß sie zu der unvergrößerten anatomischen Form des Patienten passen, um den Röntgenstrahl in dem Ausmaß zu dämpfen, daß bei gleichmäßigem Verhältnis der Dicke des Patienten zur Tiefe der Behandlungsebene nötig gewesen wäre. Jedoch wurde ihre Verwendung wegen des Erfordernisses einer auf den Patienten zugeschnittenen Formgebung und wegen des manuellen Einfügens für jedes Feld mehr und mehr eingeschränkt.
Computer-Tomographie-Bilder zur Planung einer Behandlung werden üblicherweise in aufeinanderfolgenden Ebenen gewonnen, welche senkrecht zur Achse des Patienten liegen. Nach der Übergabe dieser Bilder können interne Strukturen, das Target-Volumen und die Patientenoberfläche direkt auf dem Bildschirm des Behandlungs-Planungs-Computer angezeigt werden. Bei konventioneller Strahlenbehandlung ist jedoch eine Korrektur der Divergenz des Röntgenstrahls in Richtung durch die aufeinanderfolgenden Computer-Tomographie-Ebenen erforderlich. Das ist eine schwierige Berechnungsaufgabe (in Blickrichtung des Strahls) für den Behandlungsplaner und eine schwierig zu bewältigende Aufgabe geistiger Vorstellung für den radiologischen Therapeuten.
Eine Aufgabe der Erfindung besteht darin, eine verbesserte Strahenbehandlung mit größerer Auflösung und Behandlungsgenauigkeit anzugeben, und zwar durch präzisere Steuerung der Strahlungsintensitätsverteilung über den Querschnitt des Fächerstrahls.
Eine weitere Aufgabe besteht darin, dynamische Realzeit-Änderungen der querschnittlichen Intensitätsverteilung des Fächerstrahls und damit eine effektivere Behandlung des Patienten zu ermöglichen.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht darin, ein neues System oder ein Zubehör für konventionelle medizinische Elektronenbeschleuniger und für Strahlenbehandlungs-Techniken und dergleichen anzugeben, um eine dynamische Steuerung der dreidimensionalen räumlichen Verteilung der Strahlungsdosis in einem Behandlungsvolumen mit beliebiger externer und interner Formgebung zu ermöglichen, unter Verwendung eines fächerförmigen Röntgenstrahls, der bspw. in denselben parallelen Ebenen in dem Patienten angewandt werden kann, wie die Computer-Tomographie-Bildebenen.
Diese Aufgaben der Erfindung und andere Aufgaben, Merkmale und Vorteile werden anhand der nachfolgenden Beschreibungen deutlich.
Ein aufgefächerter Röntgenstrahl, wie er durch die Verwendung einer Schlitzapertur in Verbindung mit einer Röntgenquelle erzeugt wird, wird aufgebaut. Dies kann unter Verwendung der Kollimatorbacken eines herkömmlichen medizinischen Linearbeschleunigers geschehen, um ein rechteckförmiges Schlitzfeld in einem normalen Behandlungsabstand zu erzeugen. Ein Vielblattkollimator (MLC) ist in dem Fächerstrahl positioniert, einschließlich einem ersten Satz von Blättern, die individuell in oder aus dem Fächerröntgenstrahl bewegt werden können, um individuelle Strahlungspunkte zu blockieren oder hindurch zu lassen. Kontinuierliche Überwachung der Ausrichtung der Anatomie des Patienten sowohl mit den inneren als auch den äußeren Rändern des Fächerstrahls wird mit einer linearen Detektorreihe erreicht, die zurückschiebbar auf der gegenüberliegenden Seite des Patienten, von der Röntgenquelle ausgesehen, montiert ist. Spitz zulaufende Verlängerungen, die einem zweiten, gegenüberliegenden Satz von Blättern des MLC hinzugefügt sind, sind variable positionierbar, um die Dosisrate in individuellen Strahlungspixeln des Fächerröntgenstrahls abzuschwächen. Die Abtastung des Patienten wird erreicht, indem der Patient senkrecht zu dem und durch das aufgefächerte Röntgenfeld bewegt wird, während die Dosis, die in jeden Strahlungspixel übertragen wird, dynamisch kontrolliert wird. Normales Gewebe wird durch die Positionen des ersten Satzes von Blättern des MLC geschützt, welche die Transmission der offenen Felddosis auf weniger als 5% abschwächen. Tiefenvariationen von der Oberfläche des Patienten auf die Ebene der Behandlungstiefe werden an jedem Strahlungspunkt des Feldes durch die Positionen der spitz zulaufenden Verlängerungen des zweiten, gegenüberliegenden Satzes von Blättern des MLC kompensiert, wodurch eine variable Transmission von beispielsweise 50% bis 100% der offenen Felddosis zur Verfügung gestellt wird. Reduzierte Dosen für kritische Organe, wie etwa dem Rückenmark, können somit in jeder Behandlungsstärke übertragen werden.
Um die Tatsache zu kompensieren, daß der Behandlungsstrahl nunmehr eine Fächerform aufweist, kann man beispielsweise das Klystron bei höherer als der herkömmlichen RF-Energie betreiben. Die RF-Pulslänge und das Verhältnis der Strahlpulslänge zu der RF-Pulslänge wird erhöht, so daß der Arbeitszyklus des Strahls erhöht wird. Der Zweck dieser Kombination ist es, bevorzugte Behandlungszeiten mit dem Fächerröntgenstrahl zu erzielen. Beispielsweis kann eine offene Felddosis von 300 cGy bei einer Tiefe des Dosismaximums (D-max) auf einem 40x40cm-Feld in 240 Sekunden (4 Minuten) zur Verfügung gestellt werden, mit individueller Kontrolle der Dosis in jedem der 1600 1x1cm-Strahlungspixel.
Die MLC kann als Hilfsaggregat für eine herkömmliche Standardradiotherapiemaschine konstruiert werden, in der durch Retraktion der Kompensatorfinger in ihre Speicherpositionen auf den MLC-Blättern eine Vielblattkollimation der irregulären Felder zurückbehalten wird. Durch Zurückziehen der MLC-Blätter in ihre Stützrahmen wird eine herkömmliche Röntgentherapie mit den vier Backen in dem Strahlungskopf zurückbehalten, unter Verwendung der Schattenblöcke für irreguläre Felder. Es wird ebenfalls eine herkömmliche Elektronentherapie zurückbehalten.
Da andere Moden der Therapie zurückbehalten werden können, sind Verriegelungssensoren für übermäßigen Elektronenstrahlstrom und eine kollabierte Elektronenstrahlkeule in dem Strahlungskopf installiert. Da die MLC in dem Raum installiert werden könnte, der normalerweise durch das herkömmliche Keilfiltertablett besetzt ist, würde ein automatisch zurückziehbares Stütztablettsystem für Keilfilter mit entgegensetzten Winkeln und für gewöhnliche Kompensatoren innerhalb des Strahlungskopfes montiert.
Die Vorteile der Erfindung sind:
1. Elimination der Schattenblöcke, der Keilfilter und der herkömmlichen Kompensatoren des Standes der Technik. Die Keilschräge ist in jeder Richtung relativ zu dem Feld ohne mechanische Rotation erhältlich.
2. Eins-zu-eins-Passung der Behandlungsgeometrie und der CT-Schnittbilder. Vermeiden des in den Strahlguckens bei der Behandlung bei der Planung der Berechnung.
3. Erhöhte Tiefendosis für eine gegebene Röntgenstrahlenergie.
4. Reduzierte Penumbra longitudinal bei anderen Tiefen als bei SAD mit vielen Anschlüssen.
5. Feldgrößen bis zu 40 cm Breite und jeder Länge.
6. Abtastbewegung des Patiententisches nur longitudinal, wodurch die Notwendigkeit für die laterale und vertikale Abtastbewegung des Patiententisches durch Verwendung von dynamischer Kompensation und dynamischen Feldformen eliminiert wird.
7. Kontinuierliche Erfassung der Ausrichtung der Anatomie des Patienten mit dem Behandlungsstrahl während jeder Behandlung, mit einer Bildkontrastempfindlichkeit, die den herkömmlicher Anschlußfilme überlegen ist. Wenn als Zusatzaggregat implementiert, zurückbehalten der Fähigkeit herkömmlicher Elektronentherapie und herkömmlicher Röntgentherapie mit Kollimatorbacken und Schattenblöcken und mit Vielblattkollimatoren.
Die EP-A-0 193 509 offenbart eine Vorrichtung, die als Kollimator in einem Strahlentherapiegerät wirkt, mit Backen, die in einem Backenrahmen montiert sind, zur Begrenzung eines Fächerstrahl-Röntgenstrahlungsfeldes auf rechteckige Grenzen, mit Blattmitteln zum weiteren Abschirmen und Formen eines Strahlungsfeld es innerhalb der rechteckigen Grenzen, wobei die Blattmittel eine Vielzahl von geraden, für Röntgenstrahlen undurchlässigen Blättern einschließen; Montagemittel zum Montieren der Blattmittel auf dem Backenrahmen, wobei die Montagemittel Blattstützrahmenaufbauten enthalten; Antriebsmittel zum Bewegen der Blattmittel relativ zu dem Backenrahmen; und Kompensatormittel zum Anpassen der Intensität der Röntgenstrahlen an den Gegenstand innerhalb des Strahlungsfeldes, definiert durch die Backen und die Blattmittel. Die vorliegende Erfindung verbessert diese Anordnungen durch die Merkmale des kennzeichnenden Teils des Anspruches 1.
Im folgenden werden Beispiele der Erfindung mit Bezug auf die beigefügten Figuren erläutert.
Es zeigen:
Fig. 1 (die aus den Fig. 1a und 1b besteht) einen Blick von der Röntgenquelle auf Mehrfach-Blatt-Felder gemäß der Erfindung,
Fig. 1a die Blätter in der Konfiguration für eine rechte Schräg-Behandlung der Region gemäß den Figuren 2 bis 5 und
Fig. 1b die Blätter in der Konfiguration für eine rechte Lateral-Behandlung der Region gemäß den Figuren 2 bis 5;
Fig. 2 eine Darstellung einer komplexen Target-Region zur Anwendung der Erfindung, nämlich die Region Cervix-Becken-Knoten - paraaortale Lymphknoten gemäß: Chin, L.M. et al , "Int. J. Radiation Oncology, Biol., Phys" Vol 7, Seiten 61-70;
Fig. 3 einen Querschnitt der Target-Region und der mittleren Sagittalebene des Patienten gemäß Linie 3-3 der Fig. 2;
Fig. 4 einen Querschnitt der Target-Region gemäß der Schnittlinie 4 - 4 der Fig. 3;
Fig. 5 einen Querschnitt der Target-Region entlang der Linie 5 - 5 der Fig. 3;
Fig. 6 einen Querschnitt des Kollimators gemäß der Schnittebene 6 - 6 der Fig. 7;
Fig. 7 eine Querschnittsdarstellung des erfindungsgemäßen Kollimators gemäß der Schnittebene 7 - 7 der Fig. 8;
Fig. 8 eine Darstellung des erfindungsgemäßen Kollimators, gesehen von der Behandlungsregion des Patienten in Richtung auf die Röntgenquelle;
Fig. 9 eine Boden-Ansicht eines Fächer-Röntgenstrahl-Abflachungsfilters mit inhärenter Abschirmung;
Fig. 10 einen Querschnitt des Filters gemäß Fig. 9 entlang der Schnittlinie 10 - 10 in Fig. 9;
Fig. 11 einen Querschnitt des Filters gemäß Fig. 9 entlang der Schnittlinie 11 - 11 der Fig. 9;
Fig. 12 eine End-Ansicht der Vorrichtung, zur Darstellung der Befestigung der Kollimator-Finger an den Mehrblattkollimator-Blättern;
Fig. 13 eine Seitenansicht der Vorrichtung gemäß Fig. 12 entlang der Schnittlinie 13 - 13 der Fig. 12;
Fig. 14 einen Querschnitt einer alternativen Ausführungsform der Mehrblattkollimator-Blätter gemäß Fig. 12;
Fig. 15 einen Querschnitt einer zweiten alternativen Ausführungsform der Mehrblattkollimator-Blätter gemäß Fig. 12;
Fig. 16 einen an einer Apparatur befestigten linearen Reihendetektor;
Fig. 17 einen Querschnitt der Detektor-Reihe gemäß Fig. 16 entlang der Schnittlinie 17 - 17;
Fig. 18 einen Querschnitt der Reihe gemäß Fig. 17 entlang der Schnittlinie 18 - 18;
Fig. 19 einen Querschnitt der Reihe gemäß Fig. 18 entlang der Schnittlinie 19 - 19;
Fig. 20 ein Blockschaltbild des elektronischen Systems für den linearen Reihendetektor der Figuren 16 bis 19;
Fig. 21 ein Diagramm, das die Parameter zur Berechnung des Mehrblatt- Halbschattens für verschieden geformte Blattenden definiert;
Fig. 22 eine Kurve des Halbschattens für die in Fig. 21 definierten Konfigurationen;
Fig. 23 einen 40-blättrigen Kollimator mit einem Unterstützungs-Motorantrieb mit Kompensationsfingern, vom Isozentrum aus gesehen;
Fig. 24 einen Querschnitt des Kollimators gemäß Fig. 23 entlang der Schnittlinie 24 - 24 von der Seite mit daran befestigten Kompensationsfingern;
Fig. 25 einen Querschnitt des Kollimators gemäß Fig. 23 entlang der Schnittlinie 25 - 25;
Fig. 26 einen Querschnitt des Kollimators gemäß Fig. 23 entlang der Schnittlinie 26 - 26 zur Darstellung der Mehrblattkollimator- Blätter mit gebogen angeschrägten Enden;
Fig. 27 einen Querschnitt des Kollimators der Figuren 23 bis 26 entlang der Schnittlinie 27 -27, in dem Rahmen, Leitspindeln, Kugellager und Trägerstangen zu sehen sind;
Fig. 28 einen Querschnitt des Kollimators der Figuren 23 bis 27 entlang der Schnittlinie 28 - 28;
Fig. 29 ein Diagramm eines Behandlungsplans, der vermutlich die Erfindung benutzt;
Fig. 30 einen Längsschnitt durch den Gegenstand des Diagramms der Fig. 29;
Fig. 31 ein Querschnitts-Diagramm durch den Gegenstand des Diagramms gemäß Fig. 29;
Fig. 32 ein Blockschaltbild der Steuerungs- und Überwachungselektronik für einen Mehrblattkollimator mit Kompensationsfingern;
Fig. 33 ein schematisches Diagramm eines Ringkernstrahl-Puls-Abtastsystems;
Fig. 34 eine Draufsicht eines unter Druck stehenden und gesperrten Doppel-Folien-Elektronenstreuers;
Fig. 35 einen Querschnitt der Vorrichtung gemäß Fig. 34 entlang der Schnittlinie 35 - 35;
Fig. 36 eine Draufsicht auf einen leergepumpten und gesperrten Doppel- Folien-Elektronenstreuer;
Fig. 37 einen Schnitt durch die Vorrichtung gemäß Fig. 36 entlang der Schnittlinie 37 - 37;
Fig. 38 einen Strahlkopf mit einem Einsetz-System für einen konventionellen statischen Kompensator und einen automatischen Keilfilter und mit einem Ringkernstrahl-Sensor;
Fig. 39 einen Querschnitt des Systems gemäß Fig. 38 entlang der Schnittlinie 39 - 39; und
Fig. 40 einen Querschnitt des Systems gemäß Fig. 38 entlang der Schnittlinie 40 - 40.

LEXIKON:

Das folgende ist eine Liste von Begriffen, Abkürzungen, Einheiten und Definitionen, die in der Beschreibung verwendet werden.
cGy: centigray, 10-2 Joule pro Kilogramm absorbierter Dosis, eine Einheit für die mittlere aufgenommene Energie bei ionisierender Bestrahlung von Material.
Kompensationsfilter: ein Bauteil, das die Verteilung der absorbierten Dosis über das Strahlungsfeld verändert. Tiefendosis: die absorbierte Dosis in einer bestimmten Tiefe unter der Eintrittsoberfläche des bestrahlten Objekts.
D-max: die Tiefe der maximalen absorbierten Dosis.
Dynamik: die Veränderung mit der Zeit gemäß einem Bestrahlungsplan, während die Bestrahlungsdosis zunimmt.
Abflachungsfilter: ein Bauteil, das die absorbierte Dosis über das Bestrahlungsfeld homogenisiert.
Bild-Pixel: rechteckige Elemente, die zusammengefügt ein Bild ergeben.
Isozentrum: diejenige Position, um welche herum sich die Röntgenquelle bewegt, um eine optimale Behandlung eines Tumors in einem Patienten zu erzielen.
MeV: Mega-Elektronen-Volt.
MBK: Mehrblattkollimator.
Halbschatten (Penumbra): Ausfransung an den Rändern des Strahlungsfeldes, wo die Strahlungsintensität plötzlich in Entfernung von der Region voller Strahlungsintensität abfällt.
Strahlungs-Pixel: rechteckige Elemente der Strahlung, welche zusammen ein Strahlungsfeld ergeben.
SAD (source-axis distance): die Entfernung von der Röntgenstrahlungsquelle zu dem Isozentrum.
SSD (source-skin distance): die Entfernung von der Röntgenstrahlungsquelle zur Haut des Patienten.
Tomographie: schichtförmiges Strahlungsbild (Scheiben) innerhalb des Patienten.
Weitere gängige Terminologie ist in Medical Radiology-Terminology, pub. 788, International Electrotechnical Commission, Geneva, Switzerland, 1984, definiert.
Figur 1 zeigt beispielhafte Formen eines Mehrblattfeldes des Kollimators 10, der für komplexe klinische Anwendungsformen, nämlich den Bereich Cervix-Beckenparaaortale Knoten gemäß Figur 2, in einem flachen Zylinder 11 montiert ist. In diesem Beispiel ist das Feld 36 cm lang. Seine unregelmäßige Breite wird durch 24 Paare aus Blättern 12 definiert, von denen jedes einen 1,5 cm-Schattenstreifen in dem Strahlungsfeld bei SAD (source-axis distance) bilden. Die Felder sind nur für zwei Apparaturwinkel dargestellt, aber sie stellen die Variationsbreite der Feldformen während einer im wesentlichen vollen Apparaturdrehung dar.
Figur 1 wurde unter der Annahme erstellt, daß sowohl die obere als auch die untere konventionelle Backe zur Definition der rechteckigen Feldgrenzen benutzt wird (36cm lang, 15cm breit bei 30' Apparaturwinkel, 13,5cm breit bei 90 1 Apparaturwinkel), und unter der Annahme, daß das Mehrblattsystem lediglich für die zusätzliche Abschattung sorgt, die innerhalb des Rechtecks erforderlich ist. Das gestattet flache Blätter 12 von 4,5 cm (1,77 Inch) Dicke Wolfram (18,2 g pro cm³) für 5 % Durchlässigkeit, das übliche Abschattungs-Kriterium für Schattenblöcke, anstelle von 7 cm oder mehr Dicke Wolfram für 1% Durchlässigkeit, das übliche Kriterium für Backen. Die maximale Erstreckung jedes Blattes in das Feld gemäß Figur 1 beträgt nur 9 cm bei SAD und nur 2 cm über die Mittellinie hinaus. Unter der Annahme eines extremeren Falls von 5 cm Ausdehnung über die Mittellinie hinaus bei einem 7 cm vom Feld-Mittelpunkt entfernten Feldrand - 2 cm hinter der Mitte für ein 20 cm breites Feld - und unter Gestattung einer etwa 1 cm breiten Überlappung der Backen, müßten die Blätter nur 13 cm lang zur SAD projiziert werden, was etwa einer tatsächlichen Länge von 6,84 cm (2,7 Inch) entspricht.
Etwa 95 % aller Behandlungsfelder passen in ein Quadrat mit 20 cm x 20 cm. Unter der Annahme, daß die projizierte Breite jedes Blattes 1,5 cm ist, würden 13 Blätter eine Feldlänge von 19,5 cm abdecken. Die Figuren 6 bis 8 zeigen eine solche Anordnung. Die Blätter 12 sind an dem Platz befestigt, der gegenwärtig durch die Keilbefestigung eines Typs eines konventionellen Strahlentherapiegeräts besetzt ist, in 52,6 cm von der Röntgenquelle entfernt. Die tatsächlichen Abmessungen jedes Blattes 12 liegen bei 0,786 cm (0,31 Inch) Neigung "pitch", bei 4,5 cm (1,77 Inch) Tiefe, bei 7 cm (2,75 Inch) Länge und bei 0,45 kg (0,99 Pfund) Gewicht mit Wolfram mit einer Dichte von 18,2 3 g/cm³. Insgesamt wiegen 13 Blattpaare 11,7 kg (25,7 Pfund). Wenn ein leichtgewichtiger oder abnehmbarer Antrieb verwendet wird, ist klar, daß die Mehrblattvorrichtung von Röntgenassistenten entfernt werden kann, eine Hälfte (13 Pfund zuziglich Antrieb) zur Zeit. Das gesamte Gewicht der Blätter beträgt nur 21 % des Gewichts der konventionellen unteren Backen. Jeder Getriebemotor wiegt ungefähr 1/2 Pfund.
Jede Mehrblatt-Vorrichtungshälfte 14, 16 ist auf einem Blatttragrahmen 18, 20 befestigt, der jeweils gleichzeitig mit der entsprechenden unteren Backe 22, 23 bewegt werden kann, entweder durch eine Hebelverbindung mit der Backe oder durch eine Kettenverbindung oder eine anderweitige Verbindung zum Antrieb für jene Backe oder vorzugsweise durch einen unabhängigen elektrischen Antrieb 24 für jeden halben Rahmen. Jeder unabhängige elektrische Antrieb 24 ist an dem Zylinder 11 befestigt und über Zahnräder, Treibriemen oder Ketten mit einem Gewindeschaft 25 gekoppelt, der einen Blattragrahmen antreibt, welcher auf einer Stange 26 gleitet und mit einer Gewindebuchse 27 verbunden ist. Folglich entspricht die maximale Strecke, die ein Blatt zurücklegen muß, nur der maximalen Entfernung, die es sich in das rechteckige Feld hineinerstrecken kann, welches durch die oberen und unteren Backen definiert ist. In diesem Beispiel sind das 6,6 cm (2,6 Inch) tatsächliche Bewegungsstrecke relativ zu dem Rahmen.
Wenn die unteren Backen 22, 23 symetrisch angetrieben werden, kann eine Mehrblatt-Vorrichtungshälfte 14, 16 als Monoblock angetrieben werden, um dynamische Keilfelder bis zu 12 cm zu erzeugen. Wenn die unteren Backen unabhängig von einander angetrieben werden, aber ihre Breite nicht vergrößert ist, und sie sich nur bis zu dem Feldmittelpunkt bewegen, kann die Mehrblatt-Vorrichtungshälfte als Monoblock angetrieben werden, der sich 12 cm über den Feldmittelpunkt hinausbewegt, wodurch dynamische Keilfelder bis zu 24 cm erzeugt werden. Folglich können unabhängige Backen in Kombination mit dem Mehrblattsystem kleiner sein, als wenn die unabhängigen Backen selbst über den Feldmittelpunkt hinausgefahren werden müssen und die Backenenden immer noch die Primäröffnung des Kollimators abschatten.
Es ist wünschenswert, gerade Blätter zu verwenden und sie sich in einer geraden Linie bewegen zu lassen. Das minimiert die Tiefe (in SAD-Richtung) der Mehrblatt- Vorrichtung und vereinfacht die Montage und den Antrieb der Blätter. Es vermeidet gekrümmte Bahnen und in Anpassung an bestehende Strahlentherapiegeräte verhindert es ein Eindringen in den Rahmen, der den existierenden Kollimator trägt. Um eine ungefähre Ausrichtung der Blattenden in einer Linie vom Röntgen-Target über die gesamte Bewegung der Blätter zu erreichen, besteht jedes Blatt 12 in Wirklichkeit aus zwei Unterblättern 28, 29, eins über dem anderen. Im folgenden soll der Begriff loben, oberes, die Bedeutung von 'näher an der Strahlungsquelle' haben und 'unten, unteres' die Bedeutung von zweiter von der Strahlungsquelle entfernt'. Das untere Unterblatt 29 bewegt sich geringfügig schneller als das obere Unterblatt 28, so daß ihre Enden abgestuft verlaufen, um sich dem Winkel des Röntgen-Targets anzupassen. Das untere Unterblatt 29 ist auch leicht breiter (in diesem Beispiel 2,2 mm) als das obere Unterblatt 28, so daß ihre Seiten abgestuft verlaufen, um zu dem Winkel vom Röntgen-Target in einer unter 90 1 zur Bewegungsrichtung der Blätter gedrehten Richtung zu passen. Der Beitrag zum Halbschatten aufgrund der Abstufung anstelle einer Abschrägung der Blätter beträgt im Maximum 2,5 mm (80 % - 20 % Dosis, bei einem 20 cm-Feld). Das erhöht den Gesamtwert des Halbschattens von 6 mm auf (62+2,52) 0,5 = 6,5 mm.
Jedes Unterblatt wird durch zwei Stangen 30,32 (bspw. mit einem Durchmesser von 1/8 Inch) getragen, welche durch zwei Buchsen 34, 36 (bspw. 1/4 Inch Außendurchmesser) in einem Rahmen 18, 20 verlaufen, und durch einen Gewindeschaft 38 (bspw. 1/8 Inch Durchmesser), der durch ein Gewindeloch 40 in dem Rahmen verläuft. Die einzelnen Unterblätter 28,29 haben genügend Bewegungsfreiheit (bspw. 0,2 mm), so daß sie sich nicht aneinander reiben, wodurch zusätzliche Reibung vermieden wird, und damit auch die Notwendigkeit von strahlungsresistentem Trockenschmiermittel (bspw. Molybden-Disulfid) im Röntgenstrahl. Jedes untere Unterblatt 29 wird durch Mikroprozessor-Befehle (nicht dargestellt) durch einen Antriebsmotor mittels des Gewindeschafts 38 vorwärts und rückwärts bewegt, und zwar über ein flexibles Kabel 42 durch einen Getriebemotor 44. Das Gewicht eines jeden Paars von Unterblättern 28, 29 beträgt etwa 1 Pfund, und dieses Gewicht müßte unter einem Apparaturwinkel von 90' getragen werden. Es wäre wünschenswert, jede Blattposition in 5 cm- Schritten (SAD) bei 50 Apparaturwinkedrehung (0,83 Sekunden) ändern zu können. Nimmt man die Getriebereibung usw. hinzu, entspricht eine Kraft von 5 Pfund über 2,7 cm Bewegungslänge in 0,8 Sekunden etwa 6,5 Inch x Pfund/- Sekunde oder 10-3 PS, was die Verwendung eines Miniaturmotors 44 für jedes Paar Unterblätter 28, 29 gestattet, somit insgesamt 26 solcher Motore für 13 Unterblattpaare, 13 Motoren pro Seite. Diese können innerhalb des vertikalen Freiraums der konventionellen Keilbefestigung aufgereiht werden. Das obere Unterblatt 28 jedes geteilten Blatts wird mit einer geringfügig kleineren Geschwindigkeit über zwei Geradstirnräder 46,48 am Getriebemotor angetrieben. Ein Drehzahlmesser (nicht dargestellt) kann in dem flexiblen Kabel-Antrieb für jedes Unterblatt installiert werden, oder nur an dem oberen oder unteren Satz von Unterblättern. Jede Umdrehung des Kabels entspricht bei einer Leitspindel mit 1/8 Inch Durchmesser und einer Gewindesteigung von 12 1 einer Änderung des Feldrandes bei SAD von ungef. 0,5 mm. Ein Plus- oder Minussignal für + 1 oder - 1 Umdrehung wird an einen Summier-Schaltkreis abgegeben und die Position des Feldrandes jedes Blattes wird digital und auf einem Bildschirm angezeigt. Die Spannungsversorgung für den Motorantrieb wird unterbrochen, wenn diese Anzeige dem Wert entsprach, der für den Feldrand dieses Blattes und dieses Apparaturwinkels vorher eingestellt wurde.
Die oberen Unterblätter 28 werden auf Unterrahmen 50, 52 getragen, und die unteren Unterblätter 29 auf Rahmen 18, 20. Beide Unterrahmen 50, 52 werden von dem bestehenden unteren Backenantrieb angetrieben. Alternativ hierzu können Motoren 52 hinzugenommen werden, um jeden Rahmen mit Steuersignalen unabhängig von den Backenantrieben anzutreiben. Der obere Unterrahmen 50 wird mittels eines Korrekturmotors 54, einer Kette 56 und einer Speiche 58 geringfügig langsamer angetrieben, als der untere Unterrahmen 52, so daß der obere Unterrahmen auf Stangen 60 gleitet und so, daß die Enden des Rahmens abgestuft verlaufen, um sich an die Neigung der Backen-Vorderfläche anzupassen. Die Abstufung der Unterblätterenden ist dann für alle Backenpositionen korrekt.
Figur 7 zeigt das plane Mehrblattsystem in dem vertikalen Raum, der normalerweise durch die Keilbefestigung besetzt ist. Auf der linken Seite des Kollimators 10 ist der Satz unterer Backen 22 für ein konventionelles 20 cm-Feld dargestellt, mit Blättern, die sich bis zu 2 cm über die Feldachse hinaus erstrecken. Auf der rechten Seite des Kollimators ist der Satz unterer Backen 23 für ein konventionelles 40 cm-Feld dargestellt, bei dem die Blätter vollständig zurückgezogen sind. Das bestimmt den nötigen Gehäusedurchmesser des Mehrblattsystems. Der Satz aus 13 unterteilten Blättern auf der rechten Seite wird durch einen Satz von 13 Getriebemotoren 44 angetrieben, 7 Motoren auf einer Seite, 6 auf der anderen Seite des Blattsatzes. Das schafft Platz für die Antriebs kabel 42, eines für jedes direkt durch einen Getriebemotor 44 angetriebene Unterblatt, während das andere Unterblatt durch ein Zahnradpaar 46, 48 am Getriebemotor angetrieben wird. Die 13 Motoren 44 sind auf dem Blattragrahmen 20 montiert, der durch eine Leitspindel über eine Kette vom unteren Backen-Antriebssystem oder vorzugsweise durch einen Motor 24 angetrieben wird.
Da die Tiefe der Blätter für 5 % Durchlässigkeit bei Wolfram so gering ist, kann es klinisch akzeptabel sein, einzelne Blätter angeschrägten Querschnitts anstelle von gestuft unterteilten Blättern zu verwenden. Der Blatt-Halbschatten (20 % - 80 %) bei SAD wird maximal 5 mm betragen (bei einem 20 cm-Feld), was den konventionellen Halbschatten von 6 mm auf (62 + 52) 0,5 = 8 mm ansteigen lassen. Eine Vermeidung der Abstufung werden die Komplexität und die Kosten des mechanischen Teils des Mehrblattsystems reduzieren, aber die Anzahl der Motoren und die Mikroprozessor-Steuerung werden die gleichen bleiben.
Der den Mehrblattkollimator 10 enthaltende flache Zylinder 11 kann drehbar auf dem Strahlungskopf montiert werden. Der flache Zylinder 11 enthält eine obere Platte 62, eine Seitenwand 64 und eine untere Platte 66. Die Seitenwand 64 besitzt eine Lippe 68. Die obere Platte 62 ist an dem Backenrahmen 70 befestigt, erstreckt sich über die Seitenwand hinaus und trägt eine Vielzahl von Lagern 72, welche die Seitenwand 64 auf der Lippe 68 tragen und eine Drehung des Kollimators ermöglichen. Um eine Drehposition festzuhalten kann eine einzige Sperre vorgesehen sein, oder die Reibung der Lager wird erhöht, um Haltemittel zu erzeugen. Das wird es ermöglichen, die Backen für ein Rechteck-Feld auf einen Winkel relativ zur Achse der Apparatur (und des Patienten) festzusetzen, um das Mehrblattsystem auf einen anderen Winkel, der einem interessierenden anatomischen Rand entspricht, wie z. B. das Rückenmark. Das führt auf einem weniger abgestuften Rand zu dem Mehrblatt-Feld.
Die Backen sind angeschrägt, indem sie geöffnet sind, um eine Randoberfläche zu bilden, die parallel zum Strahlungspfad verläuft. In einer alternativen Ausführungsform kann eine Blattlage so verwendet werden, daß die Blattseiten in Ebenen verlaufen, in denen auch die Strahlungsquelle liegt, wobei das Blattende derart gekrümmt ist, daß es immer tangential zu einer die Strahlungsquelle enthaltenden Ebene verläuft, wodurch der Halbschatten minimiert wird. Das ist in den Figuren 12, 13 und 21 bis 28 dargestellt.
Die weiteren, alternativen, im folgenden beschriebenen Ausführungsformen können mit einem fächerförmigen Röntgenstrahl verwendet werden.
Bei der konventionellen Strahlentherapie wird vorzugsweise eine Röntgenenergie von ungefähr 6 - 10 MeV bei der Mehrzahl der Behandlungsfelder verwendet, insbesondere für Kropf- und Hais-Tumore und für das Lymphsystem, was sich nahe der Patientenoberfläche erstreckt; ungefähr 18 bis 25 MeV werden vorzugsweise für die übrigbleibenden Anteile von Feldern oder für tiefergelegene Tumore angewandt, wie bspw. im Bauch- und Beckenbereich. Die Tiefe bis zu D- max und die Tiefendosis bei 10 cm Tiefe für ein konventionelles 10 x 10 cm - Feld liegen ungefähr bei 1'5 cm und 67 % für einen 6 MeV-Röntgenstrahl; 3,3 cm und 79 % für einen 18 MeV-Röntgenstrahl, alles bei einer gedachten Oberfläche in 100 cm Abstand von der Quelle. Mit einem Fächer-Röntgenstrahl gemäß den Figuren 16 und 24 und wenn der Patient oder das Testobjekt zur Erzeugung eines Feldes durch den Fächerstrahl bewegt wird, divergiert die Strahlung nur in einer Dimension anstelle der konventionellen zwei Dimensionen. Die Tiefe zu D-max bleibt im wesentlichen dieselbe, aber die Tiefendosis in dem Feld bei 10 cm Tiefe steigt mit dem Fächer-Röntgenstrahl auf 72 % bei 6 MeV an und auf 84 % bei 18 MeV, was jeweils der Tiefendosis konventioneller 9,5 MeV - und 25 MeV - Röntgenstrahlen entspricht.
Bspw. sei angenommen, daß der Patient durch den Fächerstrahl bewegt wird, um 40 cm lange Felder mit einem Fächer-Röntgenstrahl aus einem 1 cm-Schlitz bei jedem von 6 Apparaturwinkeln in insgesamt 5 Minuten zu erzeugen, insgesamt 1 Minute für die Drehung der Apparatur und 4 Minuten insgesamt für die Feldabtastungen. Die Abtastgeschwindigkeit für jedes der 6 Felder wird 1 cm pro Sekunde sein. Die Dosis bei D-max in jedem Feld bei 3000 cGy pro Minute (50 cGy pro Sekunde) wird 50 cGy betragen. Unter Annahme einer Tiefendosis von 67 % in der Tumortiefe beträgt die Tumordosis 33 cGy pro Feld, 200 cGy für die 6 Felder, was eine typische Tumordosis pro täglicher Behandlung bei konventioneller Strahlentherapie ist. Der Tiefendosiswert von 67 % wird ungefähr einer Gewebetiefe von 12 cm bei einem 6 MeV-Fächer-Röntgenstrahl entsprechen, und etwa 18 cm Gewebetiefe mit einem 18 MeV-Fächer-Röntgenstrahl. Die Einfügung von Kompensationsfingern zum Ausgleich des Gewebes wird in den meisten Fällen keine erhöhte Strahlungsdauer erfordern, da sie nur in den Bereichen reduzierter anatomischer Tiefe von der Patientenoberfläche zur Ebene auf Tumortiefe angesetzt würden. In ähnlicher Weise kann ein 20 cm langes Feld bei jedem der 6 Apparaturwinkel mit 0,5 cm pro Sekunde abgetastet werden, mit einem Gesamtzeitbedarf von 5 Minuten bei einem Fächer-Röntgenstrahl mit einem 0,5 cm-Schlitz mit verbesserter räumlicher Auflösung oder in 3 Minuten mit einem Fächer- Röntgenstrahl mit einem 1 cm-Schlitz, was eine Minute für die Apparaturdrehung in jedem Fall zur Verfügung stellt. Die Verwendung der Kompensationsfinger bei einem anderen Winkel als 180' zur Erzeugung eines Keilfeldes für Doppel-Feld- Therapie wird die Dosisleistung reduzieren, aber Keilfelder bleiben typischerweiser unter 15 cm, so daß wiederum die gesamte Abtastzeit sogar bei 0,5 cm pro Sekunde akzeptabel ist.
Innere Grenzen (Inseln, längliche Halbinseln) aller Felder und äußere Grenzen unregelmäßiger Felder werden durch zeitliche Koordination der Einfügung individueller Blätter des ersten Blattsatzes des Mehrblattkollimators definiert. Mit einer Blatt-Schrägstellung von 1 cm bei SAD kann eine feinere Positionsunterteilung der 50 %-lsodosislinie bei seitlichen Rändern bspw. durch teilweise Einfügung eines Blattes in den Fächer-Röntgenstrahl mit einem 1 cm-Streifen erzielt werden. Diese Interpolation kann besonders nützlich zur präziseren Definition innerer Grenzen (Inseln oder längliche Halbinseln) sein, welche nicht durch die Kollimatorbacken geformt werden können, die rechtwinklig zu dem Fächer angeordnet sind. Ein Satz Kollimatorbacken, der sich symmetrisch bewegen kann, wird den 0,5 cm- oder 1 cm-Schlitz-Fächer-Röntgenstrahl bilden. Wenn der rechtwinklige Satz Kollimatorbacken sich unabhängig bewegt, können sie dazu verwendet werden, die äußeren Grenzen des unregelmäßigen Feldes präziser zu definieren, als mit den vollständigen oder interpolierten lateralen Schritten des Mehrblattkollimators. Es wird möglich sein, den Patiententisch nur in Längsrichtung zu bewegen, während die Grenzen des Fächerstrahls variiert werden, um an die variierende äußere Grenze des Behandlungsvolumens angepaßt zu werden, und während die variierende Tiefe zum Mittelpunkt des Behandlungsvolumens in jeder Scheibe dynamisch dadurch ausgeglichen wird, daß die Einfügung der Kompensationsfinger variiert wird.
Angenommen sei die hypothetische Situation, in der ein Mehrblattkollimator in einem Gerät innerhalb des Strahlungskopfes in der Position des unteren Satzes von Kollimatorbacken installiert wurde, die der Mehrblattkollimator ersetzt hat. Da ein unterer Satz von Kollimatorbacken nicht existiert, muß der Mehrblattkollimator dazu benutzt werden, den Fächerstrah zu bilden. Somit steht die Bewegung eines solchen Mehrblattkollimators nicht für den Antrieb dynamischer Kompensationsblätter zur Verfügung, weshalb sie getrennt von dem Mehrblattkollimator in dem Strahlungskopf montiert und angetrieben werden müssen.
Der Abfachungsfilter wird für die Erzeugung einer flachen Isodosiskurve bei einer ausgewählten Tiefe ausgelegt sein, bspw. 10 cm bei 6 MeV, 15 cm bei 18 MeV. Isodosiskurven bei flacheren oder größeren Tiefen werden leicht konkav bzw. konvex verlaufen, wegen der Streuung in dem Patienten und wegen Veränderungen der spektralen Energie mit dem Winkel. Letzte wird mit einem Fächerstrahl geringer sein, als mit einem konventionellen konischen Röntgenstrahl Die jeweilige Tiefe der flachsten Isodosiskurve kann von der durch die Abflachungsfilter erzeugten variiert werden, indem die Kompensationsfinger entsprechend gesetzt werden.
Die nicht abgeflachte Zentralachsen-Dosisrate bei 100 cm beträgt 12,5 cGy pro Minute pro MicroAmpere des Elektronenstrahl-Stroms bei einem dicken Wolfram- Röntgen-Target bei 6 MeV; 160 Cgy pro Minute bei 18 MeV- Der Winkel eines 40 cm-Fächers bei 100 cm SAD beträgt +/- 11,310. Die Intensität der Röntgen keule beträgt bei diesem Winkel 60 % der Zentral-Achsen-Dosis-Leistung bei 6 MeV; 27 % bei 19 MeV. Der erforderliche Durchschnitte-Elektronenstrahlstrom und die entsprechende Leistung am Röntgen-Ta rget für 3000 cGy pro Minute bei 100 cm SAD bei den Fächerwinkeln von +/- 11,21', ungedämpft, betragen 400 MicroAmpere und 2,40 kW bei 6 MeV; 70 MicroAmpere und 1,26 kW bei 18 MeV. Bei diesen Strahlleistungsleveln kann es notwendig sein, den Wolfram-Knopf des Röntgen-Targets konisch zu formen, um zusätzliche Wärmeleitfähigkeit zu erzeugen.
Die Durchlässigkeit des Ablenkmagnetsystems vom Beschleunigungs-Wellenleiterausgang zum Röntgen-Target beträgt etwa 75 %. Folglich wird vom Beschleunigungs-Wellenleiter ein durchschnittlicher Strahlstrom und eine durchschnittliche Strahlleistung von 533 Microampere, 3,20 kW bei 6 MeV gefordert; 93 Microampere 1,68 kW bei 18 MeV. Die medizinischen Nennleistungen des Beschleunigungs-Klystrons und des Modulators können gegenüber dem konventionellen Betrieb verbessert werden, und zwar von 2,75 MW oder 5,5 MW Puls, 300 bzw. 150 Pulse pro Sekunde, bei 4,5 Microsekunden Hochfrequenz- Pulslänge und 3,71 kW durchschnittliche Hochfrequenzleistung auf 2,75 MW oder 5,5 MW Puls, 360 bzw. 180 Pulse pro Sekunde, bei 10 Microsekunden Hochfrequenz-Pulslänge und 9,9 kW Hochfrequenzleistung. Das ermöglicht einen Anstieg der Beschleunigungsstrahl-Pulslänge von 3,5 Microsekunden auf 9 Microsekunden und einen Anstieg des Tastverhältnisses durch einen Faktor von 3,1.
Gegeben sei ein 1,5 m langer Nebenschlußwiderstand-Stehwellen-Beschleunigungs-Wellenleiter mit 90 MOhm pro Meter mit einem Microwellenenergie-Schalter in 0,5 m von der Injektion, derart eingestellt, um 6 MeV auf diese 0,5 m Länge zu erhalten, entweder im 6 MeV- oder 18 MeV-Betriebsmodus. Der erforderliche Pulsleistungs-Verlust in den Wänden des Beschleunigungs-Wellenleiters ist:
p = v² /(r . L) = (6)²/(90 x 0,5) = 0,8 MW bei 6MeV = (18)²/(90 x 1,5) = 2.4 MW bei 18 MeV.
Gegeben sei eine Pulsrate von 360 Pulsen pro Sekunde (pps) in der 6 MeV- Betriebsart, 180 pps in der 18 MeV-Betriebsart, 10 Microsekunden Hochfrequenz- Pulslänge, 9 Microsekunden Strahl-Pulslänge. Ferner sei angenommen, daß 80 % der Hochspannungs-Pulsleistung des Klystrons brauchbar in Verluste im Beschleunigungs-Wellenleiter und in Strahleistung umgewandelt werden können.
Der IEC-Standard 601-2-1 fordert eine Abschirmung der Röntgenstrahlen bis zu 0,6 % der Mittelachsen-Dosis innerhalb eines maximal 40 x 40 cm großen Feldes; bis zu einem Durchschnitt von 0,1 % für die Reststrahlung innerhalb eines Kreises von 2 m Radius in der Patientenebene bei 100 cm Entfernung vom Röntgen-- Target; und zu 0,5 % der Reststrahlung der Hülle bei 100 cm Entfernung vom Pfad des Beschleuniger-Elektronenstrahls. Da die durchschnittliche Elektronenstrahlleistung am Röntgen-Target erhöht wurde, sollte die Dämpfung der Abschirmung des Strahlungskopfes um den Faktor 4 erhöht werden, was zusätzlichem Blei von 4 cm entspricht.
Bei einem nahezu geschlossenen Satz Kolmator-Backen zur Formung des Schlitz- Fächer-Röntgenstrahls, und bei einem neben dem Fächerstrahl angeordneten oder sich in diesen hineinerstreckenden Blattsatz des Mehrblattkollimators ist eine zusätzliche Abschirmung eines 40 x 40 cm großen Bereichs nur auf der gegenüberliegenden Seite des Fächers erforderlich, wo die Mehrblattkollimator-Blätter teilweise oder gänzlich zurückgezogen sind. Das kann durch Einfügen eines 0,5 cm dicken Wolframblocks oder eines 0,8 cm dicken Bleiblocks in den Bereich des Schattenträgers geschehen, wenn der Fächerstrahl benutzt wird. Der Block- Bereich bei 64 cm von der Quelle wird ungefähr 13 x 26 cm groß sein und ein Gesamtgewicht von 3 kg haben. Der Rest der Faktor 23-Abschirmung dieses Bereichs erfolgt durch eine 3,5 cm Wolfram-Dicke an der Abflachungsfiltereinrichtung 80 für den Fächer-Röntgenstrahl, dargestellt in den Figuren 9 - 11 , die eine Schlitzapertur 82 mit 3 mm Breite in einem Zylinder mit 6,6 cm Durchmesser besitzt. Die Filtereinrichtung wird durch ein Wolfram-Abflachungsfilterelement 84 gebildet, das unterhalb des Schlitzes 82 angeordnet ist. Der Schlitz 82 ist in einem zylindrischen Wolfram-Abschirmelement 86 ausgebildet. Das Abfachungsfilterelement 84 und das Wolfram-Abschirmelement 86 sind auf einer Aluminium- Montageplatte 88 befestigt.
Die Mehrblattkollimator-Blätter 90, dargestellt in den Figuren 12 - 13, bestehen aus Wolfram, um sowohl ihre Höhe als auch die Radioaktivität zu minimieren, die ansonsten induziert werden könnte, insbesondere durch den 18 MeV-Röntgenstrahl. Die Kompensationsfinger 92 bestehen ebenfalls aus Wolfram, um durch den Röntgenstrahl induzierte Radioaktivität zu minimieren. Die Gleitstange 94, auf der die Kompensationsfinger 92 sitzen und in Bezug auf die Mehrblattkollimator-Blätter 90 gleiten, besteht aus Molybden, um die Gleitreibung zu reduzieren und um übermäßige induzierte Radioaktivität zu vermeiden. Die Gleitstange 94 paßt in einen Gegenschlitz 96 in jedem Kompensationsfinger 92. Jedes Mehrblattkollimator-Blatt 90 wird auf einer Trägerstange 98 bewegt und wird durch eine Leitspindel 100 angetrieben. Jeder Kompensationsfinger 92 weist in sich ein Paar federbelasteter Arretierungen 102 auf, um ihn an der Gleitstange 94 in Position zu halten. Jedes MehrblattkollimatorBlatt 90 weist eine Vielzahl von Kerben 104 auf einer Seite und Wulste 106 auf der gegenüberliegenden Seite auf, um die Zwischenräume zwischen benachbarten Blättern gegen Strahlung abzuschirmen. Die Breite der Wulste 106 ist geringer als die Breite der Kerben 104, und es existiert auch noch ein kleiner Zwischenraum zwischen den Blättern, um eine Reibung sich berührender Oberflächen während der Gleitbewegung zu vermeiden.
In einem alternativen Ausführungsbeispiel der Mehrblattkollimator-Blätter 108 gemäß der Schnittdarstellung in Figur 14 werden ein einziger Wulst auf der einen Seite und eine einzige Kerbe auf der gegenüberliegenden Seite verwendet. In einem anderen alternativen Ausführungsbeispiel der Mehrblattkollimator-Blätter 110 gemäß der Schnittdarstellung in Figur 15 werden ein komplementäres Paar zueinander versetzter Schultern für die Abschirmung des Zwischenraums gegen Strahlung verwendet. Diese verschiedenen Ausführungsformen der Mehrblattkollimator-Blätter können dazu verwendet werden, die Plazierungen von Trägerstangen 98, Leitspindeln 100 und des Antriebssystems für verschiedene Ausmaße auszuarbeiten, und keine hat irgendeinen innewohnenden Vorteil für alle Größen der Teile.
Bei 6 MeV Röntgenenergie existieren etwa 109 Photonen / cm² pro cGy. Bei 3000 cGy 1 Minute, 50 cGy / Sekunde, nach Dämpfung durch den Patienten existieren noch ungefähr 1010 Photonen cm² pro Sekunde in dem Fächerstrahl, mit einer mittleren Photonenergie von ungefähr 2 MeV. Ihre Dämpfung in Kristall-Detektor- Material hoher Dichte und mit einer Dicke von 1 cm beträgt ungefähr 10 %. In Figur 16 ist eine aus 128 Elementen bestehende lineare Detektorreihe 112 perspektivisch dargestellt, die an der Apparatur 114 mit dem Behandungstisch 116, dem Gehäuse 118 für den Mehrblattkollimator und dem Fächerstrahl 120 befestigt ist. Weitere Darstellungen der Detektorreihe 112 sind in den Figuren 17 -19 gezeigt.
Die Detektorreihe 112 kann aus 0,3 cm dicken und 1 cm tiefen Scintillator-Streifen aus Wismut-Germanium- oder Cadmium-Wolfram-Kristallen 122 hergestellt werden auf 0,5 cm Kernen Über die 64 cm-Fächer-Röntgenstrahl-Bogen-Abmessung in 160 cm Entfernung von der Röntgenquelle (40 cm SAD). Zwischen den Kristallen 122 sind 0,2 Wolfram- oder Blei-Abschirmstreifen 124 angeordnet. Die Kristalle 122 sind optisch mit einer Reihenanordnung aus 128 Foto-Detektoren 126 gekoppelt, die ungefähr 106 MeV Röntgenstrahl-Photonen pro 1 / 30 Sek. detektieren. Figur 18 zeigt einen Querschnitt der Reihenanordnung mit zwei Bleistreifen 128 mit einer ungefähren Dicke von 2,5 cm, die dazu verwendet werden, die Reihenanordnung 112 vor Röntgenstrahlen abzuschirmen, welche in dem Patienten gestreut wurden. Ein Zwischenraum zwischen den Bleistreifen 128 bildet einen Schlitz-Kollmator 130 über den Kristallen 122. Eine signalverarbeitende Elektronik 132 ist auf jeder Seite der Kristalle 122 angeordnet. Dieses System bietet eine angemessene Quanten-Statistik zur Echtzeit-Darstellung der Anatomie des Patienten während jeder Feldabtastung mit guter Kontrast-Empfindlichkeit. Die Reihenanordnung 112 ist auf einem Teleskopträger 134 montiert, der an der Apparatur 114 befestigt ist.
Figur 20 zeigt ein Blockschaltbild der für ein solches System benötigten Elektronik. Auf einem Bildschirm kann Zeile für Zeile ein Bild aufgebaut werden, während der Behandlungstisch in Längsrichtung durch den fächerförmigen Röntgenstrahl bewegt wird, wobei eine "Scout"-Darstellung erzeugt wird, ähnlich derjenigen, die man mit einem CT-Scanner erhält, allerdings bei 6 MeV anstelle von ungefähr 120 kV Röntgenenergie zur anfänglichen Lokalisierung und weiteren 6 oder 18 MeV während der Behandlung. Nebenübertragungen zwischen Kristallen können durch Faltungsfunktionen entfaltet werden. Die Kontrastempfindlichkeit des Bildes mit dem Fächer-Röntgenstrahl wird besser sein als jene, die mit einem konventionellen Volifeld-Röntgenstrahl erzielbar ist, da die Compton-Streuphotonen, die durch den fächerförmigen Röntgenstrahl in dem Patienten erzeugt werden, größtenteils den Detektor verpassen werden. Das digitale Format der Echtzeit-Bilddaten erleichtert ferner die computergestützte Bildverstärkung und ein Echtzeitvergleich mit den anatomischen Umrißlinien des Patienten vom Behandlungsplan. Der Detektor kann seitlich um 0,25 cm mit ungefähr 4 Schwingungen pro Sekunde oszillieren, um überlagerte Bildpixel für eine größere laterale räumliche Auflösung zu liefern.
Das Ausgangssignal jeder Fotodiode 126 wird gemäß Figur 120 über einen Analog-Multiplexer 136 einem FET-Verstärker 138, einem Integrierer 140, einer Abtast-Halteschaltung 142, einem Analog-Verstärker 144, an einen Analog- /Digital-Wander 146 und schließlich an einen Computerspeicher 148 abgegeben. Der Multiplexer fragt jeden der 128 Integrierer einmal je 1/30 Sek ab, wobei er durch die Takt- und Zeitsteuerung 150 und die Steuer/Regellogik 152 getaktet wird. Die detektierten Amplituden, die in dem Speicher 148 gespeichert worden sind, werden benutzt, um die Intensität eines Bildschirm-Strahls zu modulieren, wenn er abtastet und ein TV-Rasterbild aufbaut, und um das Bild eines Monitors 154 aufzufrischen.
In einem Ausführungsbeispiel der Erfindung sind auf jeden von zwei Tragrahmen 40 Blätter mit einer Anstellung von 1 cm (bei SAD) montiert. Die Enden der Blätter sind mit dem maximalen Radius gekrümmt ausgebildet, der die Enden über die gesamte Bewegungsbreite der Blätter tangential zu Strahlen der Röntgenquelle hält. Die Krümmung der Blattenden ist in der FächerStrahl-Betriebsart nicht erforderlich, aber sehr wohl in der Standard-Betriebsart, bei der die Backen ein weites Feld definieren. Das Verfahren zur Auswahl eines bestimmten Designs ist in den Figuren 21 - 22 dargestellt. Es werden zwei unterschiedliche Feldbreiten betrachtet, 40 cm (SAD) und 20 cm (SAD). Drei Geometrien werden für jede Feldbreite betrachtet, und zwar mit geraden Enden wie bei A und D, mit abgestuften Enden wie bei B und E, und mit gekrümmten Enden wie bei C und F. Die Durchlässigkeit der Blätter ist weniger als 5 %. In Figur 21 sind Strahlen dargestellt, um zu zeigen, wie Strahlen bei verschiedenen Ausfahrstufen der gekrümmten Enden tangieren. Strahl "a" zeigt die Situation, in der das Blatt aus der Mittelebene zurückgezogen ist; der Strahl ist im unteren Teil des Blattes tangential. Strahl "b" ist für ein Blatt in der Mittelebene dargestellt; dieser Strahl ist zur Mitte des Blattes tangential. Strahl "c" zeigt die Situation, in der das Blatt über die Mitteebene hinaus ausgefahren ist; der Strahl ist zu dem Bereich des Blattes tangential, der sich näher an der Spitze des Blattes befindet. Die Graphen in Figur 22 zeigen berechnete Abklingkurven von Strahlung in der Nähe des Blattrandes für die sechs verschiedenen Fälle A - F. Die Fälle A und D, gerade Enden, verwischen die Strahlung in der Nähe der Blattränder wegen weiterer Strahlung, die über die scharfen Ecken eindringt. Die Fälle B und E, abgestufte Enden, sind besser. Die Fälle C und F zeigen ungefähr eine optimale Krümmung beil 2,5 cm Radius für ein 40 cm-Feld und bei 25 cm Radius für ein 20 cm-Feld mit einem akzeptablen Abklingen in beiden Fällen, da dort wesentlich größere Beiträge zum Gesamt-Halbschatten auftreten, wie z. B. aufgrund der Streustrahlung in dem Patienten. Bei zusätzlichem Informationsbedarf hinsichtlich der Berechnungsmethoden vergleiche: Mohan u. a., "Use of Fast Fourier Transforms in Calculating Dose Distributions for Irregularly Shaped Fields for Three Dimensional Treatment Planning," Med. Phys. 14(1), Seiten 70 - 77, 1987.
Die Figuren 23 bis 28 zeigen die mechanische Anordnung des Mehrblattkollimatorsystems. Die Blätter 156 und ihre Antriebssysteme 158 sind auf Tragrahmen 160 montiert, welche durch Motoren 162 und Gewindeschäfte 164 angetrieben werden. Die Blätter dieses Ausführungsbeispiels, gemäß den Figuren 26 - 27, sind geringfügig dicker am unteren Rand als oben, um ihre Seiten parallel zu den Röntgenstrahlen auszurichten. Eine Abstufung in der Mitte der Seiten dient der Abschirmung von Strahlung in dem Zwischenraum zwischen den Blättern. Die Blattenden sind abgerundet.
Beim normalen Mehrblatt-Betrieb werden die Tragrahmen 160 synchronisiert mit den Kollimatorbacken 166 angetrieben und die Blätter 156 sind individuell motorgetrieben, um in das rechteckige Feld hineinzuragen und unregelmäßige Felder zu produzieren. In der Betriebsart mit einem Fächerstrahl wird ein Tragrahmen 160 a derart angetrieben, daß der zugehörige Satz Blätter 156 dicht an dem Fächerstrahl positioniert wird, und die Blätter 156 werden individuell in den Fächerstrahl hineinbewegt, um einzelne Strahlungs-Pixelteile teilweise oder vollständig zu blockieren. Der zweite Tragrahmen 160 bist vollständig zurückgezogen und seine Mehrblattkollimator-Blätter 156 werden individuell angetrieben, um jeden angeschlossenen Kompensationsfinger 92 zu positionieren.
An jedem Blatt 156 des zweiten Blattsatzes des Mehrblattsystems gemäß den Figuren 23 - 24 ist ein Kompensationsfinger 92 befestigt. Jeder Wolfram-Kompensationsfinger 92 ist etwa 12,7 cm lang, 0,57 cm breit (sich in Richtung auf die Röntgenquelle verjüngend) und etwa 0,9 cm hoch, sich von 0,9 cm bis 0,05 cm in 13 Stufen mit je 0,75 cm verjüngend. Das Gewicht jedes Fingers mit seiner Befestigungsstufe beträgt ungefähr 0,1 kg; das Gewicht von 40 Kompensationsfingern 4 kg (8,8 Pfund). Der Kompensationsfinger 92 ist auf eine T-förmige Stange 94 am unteren Ende des Blattes 156 geschoben und wird durch Arretierungen 102 entweder in einer Ruhe- oder in einer Betriebsstellung gehalten. Die Form des Kompensationsfingers ist abgestuft oder anderweitig profiliert, um einen zusätzlichen Dämpfungsschritt für jeden Intervalschritt des Einfügens in den Fächerstrahl zu erzeugen. Die Einfügung in den Fächerstrahl wird durch den Antrieb des entsprechenden Blattes des Mehrblattkollimators erreicht. Die Kompensationsfinger werden zur manuellen Benutzung durch den Bediener vor der Behandlung ausgefahren, oder aber zur vollen Mehrblattkollimator-Benutzung zurückgezogen. Nicht betrachtet wird eine vermischte Benutzung beider Betriebsarten in einer Behandlung, d.h. volle Mehrblattkollimator-Benutzung und Kompensationsfinger. Sollte es wünschenswert sein, diese beiden Betriebsarten zu mischen, könnten Magneten hinzugefügt werden, um die Kompensationsfinger zurückzuziehen oder auszufahren. Bspw. kann die Strahlungs-Durchlässigkeit in Schritten von 4 % einer offenen Felddosisleistung für jede 0,75 cm Einfügung gemindert werden, bei einer Entfernung von der Röntgenquelle, bei der der Fächer- Röntgenstrahl weniger als 0,6 cm dick ist, wodurch die Durchlässigkeit von 100 % auf 50 % in 13 Schritten je 4 % über 9,75 cm Einfügung in das Feld gesenkt wird.
Eine Tiefe von 15 cm fehlenden Gewebes fordert ungefähr 50 % Reduktion der Dosiseistung in diesem Feldbereich, was ein Maximum von ungefähr 0,9 cm Dicke von Wolfram in der Kompensationsvorrichtung fordert. Die dynamische Kompensationsvorrichtung kann auch als hervorragender Keilfilter dienen, mit einer Keilneigung in jeder Richtung relativ zur abgetasteten Feldform mit einer präziseren Anpassung der Filter- und Gewebe-Topographie. Bei einer konventionellen Therapie wird selten ein 60' - Keil gefordert (eine seltene Verwendung tritt bei zwei kleinen Feldern 601 auseinander auf, zur Behandlung eines flachen Kopftumors). Es konnten folgende dokumentierte Verwendungen typischer Keilfilter ermittelt werden: 47 % kein Keilfilter; 24 % 15'; 24 % 30'; 5 % 45'; ungefähr % 600. Ein 15 cm breiter 450 -Keilfilter sollte eine relative Dämpfung von einer Seite des Feldes zur anderen entsprechen, einer Dicke nicht vorhandenen Gewebes von 15 cm. Ein 60' - Keil-Feld ist mit der gleichen maximalen Dicke desselben Materials über eine Feldbreite von 8 cm erzielbar.
Die Figuren 29 - 31 illustrieren die Verwendung des Fächer-Röntgenstrahls mit Mehrblattkollimator-Blättern zur Definition von inneren und äußeren Rändern des Strahl ungsfeldes, in diesem Fall zum Schutze der Lungen und des Kehl kopfes und mit Kompensationsfingern zum Ausgleich der Tiefenänderungen von der Patienten- Oberfläche zur Mittelebene. Mit gegenüberliegender Strahlung (Apparatur bei 01 und bei 1801) wird eine einheitliche Dosis an der Mitteebene des Patienten erzeugt. Figur 30 ist ein Diagramm einer Längs-Darstellung eines Patienten im Bereich vom Brustkorb bis zum Kinn unter Darstellung derjenigen Bereiche, in welchen ein Ausgleich stattfinden sollte, wobei die Kompensationsbeträge proportional zur Entfernung der horizontalen Bezugsebene zur Körperoberfläche sind. Figur 31 ist ein dazugehöriger Schnitt durch die Brusthöhle unter Darstellung der benötigten Kompensationsmengen und die Anordnung der Lungen. Figur 29 zeigt einen Behandlungsplan für die Lymphknoten im Hals und der oberen Brust. Jedes Quadrat des Grids stellt ein Strahlungspixel dar. Seitenabwärts wird das Grid durch Bewegung des Behandlungstisches durch den Fächerstrahl erzeugt. In Seitenquerrichtung wird das Grid durch die Mehrblattkollimator-Blätter gebildet. Der kreuzschraffierte Bereich ist der zu behandelnde. Es ist gewünscht, die Strahlung vollständig von den Lungen und dem Kehlkopf abzuhalten. Diese Bereiche sind in weiß dargestellt; über den Lungen und dem Kehlkopf würden Blätter eingefügt werden, wenn der Fächerstrahl sich über diesen befindet. Im restlichen kreuzschraffierten Bereich werden die Kompensationsfinger dazu benutzt, die Dosis an jeden Strahlungspixel anzupassen.
Zusammenfassend sollte ein 13-stufiger Kompensationsfinger mit einer maximalen Dicke von 0,9 cm (0,35 Inch) aus Wolfram sowohl für einen dynamischen Ausgleich als auch für Keilfilterungen angemessen sein, in jeder Richtung ohne Drehung bei Winkeln bis zu 301 für ein 25 cm-Feld, bis zu 45' für ein 15 cm-Feld, bis zu 60' für ein 18 cm-Feld. Ein angemessenes Profil von Stufenstärken (Dicken) ist nachstehend aufgeführt, unter der Annahme eines linearen Dämpfungskoeffizienten für Wolfram von 1/1 2,17 mm bei 6 MeV und 1/1 3,46 mm bei 18 MeV.
Die Dicke des fächerförmigen Röntgenstrahls kann präzise auf 1 cm oder 0,5 cm eingestellt werden, indem der untere Satz von Kollimatorbacken auf Unterlegscheiben gesetzt wird, welche außerhalb der 40 cm (SAD) Ränder des Fächers in ihre Position gekippt werden, wenn in die Fächer-Betriebsart umgeschaltet wird. Das vermeidet Änderungen bei der Öffnung der Backen aufgrund ihres Gewichts, wenn die Apparatur gedreht wird. Das ist wichtig zur Beibehaltung einer konstanten Dosisleistung als eine Grundlage, von der aus Veränderungen mit den Kompensationsfingern vorgenommen werden können.
Der Behandungstisch kann in Längsrichtung in 1 cm-Schritten abgestuft bewegt werden, wobei der Strahl für 0,1 Sekunden während jedem 1 cm-Bewegungsschritt bei 10 cm pro Sekunde ausgeschaltet und nach einer Sekunde Ruhepause bei jedem Schritt wieder eingeschaltet wird, bei einem 1 cm dicken Fächerstrahl, und entsprechend für 0,5 cm-Schritte und einem Fächerstrahl. An dem Behandlungstisch kann eine Ratsche oder Sperrklinke angebracht sein, um diese Schritte präzise ausführen zu können. Die Einstellung der Mehrblattkollimator-Blätter bei jedem Schritt des Behandlungstisches, einschließlich derer an den Enden des Feldes, wird die longitudinalen Grenzen der bestrahlten Region definieren. 10 cm / Sekunde Geschwindigkeit entspricht etwa 0,2 Meilen / Stunde, so daß Vibrationen des Patienten minimial sein können und ein Komfort für den Patienten erzielbar ist. Jedoch bringt das Unterdosierungs-Bereiche an Stellen geringer Tiefe und Überdosis-Bereiche an Stellen großer Tiefe in den longitudinalen 1 cm- Intervallen in dem stufenweise abgetasteten Feld mit sich. Diese Dosis-Veränderungen neigen dazu, sich mit entgegengesetzt gerichteten Strahlen aufzuheben (bspw. 2, 4 oder 6 Felder bei 180', 901 oder 60'), allerdings nicht so gut mit nicht-entgegengesetzten Strahlen.
Der Behandungstisch kann kontinuierlich mit einer konstanten Geschwindigkeit (1 cm / Sekunde) longitudinal bewegt werden, wodurch die longitudinalen Dosisveränderungen eliminiert werden. Dabei kann der Halbschatten an den Längsrändern an einem Ende bestrahlter Bereiche durch Öffnen (Zurückziehen) des ersten Satzes entsprechender Mehrblattkollimator-Blätter mit 1 cm / Sekunde (SAD) zu Beginn jedes Bestrahlungsbereichs minimiert werden. In ähnlicher Weise werden diese Mehrblattkollimator-Blätter bei der rücklaufenden Abtastung mit 1 cm/Sekunde am Ende eines jeden Bestrahlungsbereichs geschlossen (eingefügt). Diese entgegengesetzt wirkenden Bewegungen plazieren den longitudinalen Rand des Bestrahlungsbereichs entsprechend der Anatomie des Patienten an diesem einen Ende. An dem anderen Ende bestrahlter Bereiche wird der resultierende Halbschatten (80 % 20 % Dosis) von etwa 7 mm bis 12 mm vergrößert sein. Wo an den gegenüberliegenden Enden von Bestrahlungsbereichen ebenfalls ein kleiner longitudinaler Halbschatten wichtig ist, kann durch die unteren Kolmatorbacken ein 0,5 cm-Fächer-Röntgenstrahl gebildet werden, sogar für Felder, die länger sind als 20 cm, zumindest aber in solchen Bereichen.
Für den Fall, daß der Behandlungstisch in Längsrichtung (longitudinal) abgestuft gefahren wird, sollte die Geschwindigkeit der Mehrblattkollimator-Blätter etwa 10 cm / Sekunde bei SAD betragen, um in der Ausschaltzeit von 0,1 Sekunden, in welcher der Behandungstisch einen Schritt bewegt wird, die Blätter vollständig in den fächerförmigen Röntgenstrahl hineinzubewegen oder aus ihm heraus. Ebenso sollten die Kompensationsfinger in der Lage sein, in dieser Ausschaltzeit von 0,1 Sekunden einen longitudinalen 0,75 cm-Schritt eines 4 % -Dosis-Intervallschritts auszuführen. Folglich sollte ein Satz Mehrblattkollimator-Blätter in der Lage sein, sich mit 10 cm / Sekunde in Schritten von 1 cm pro Zeit zu bewegen, und der andere Satz Mehrblattkollimator-Blätter mit Kompensationsfingern mit 7,5 cm / Sekunde in Schritten von 0,7 cm / Zeit, alles bei SAD. FÜr den Fall, daß die Behandlungstische sich kontinuierlich bewegen, kann der Röntgenstrahl anbleiben und die Mehrblattkollimator-Blätter, mit oder ohne Kompensationsfingern, können sich langsamer bewegen, bspw. mit 3 cm / Sekunde bei SAD.
Figur 32 zeigt ein Blockschaltbild eines elektronischen Systems für den Antrieb von: 1) der Mehrblattkollimator-Tragrahmen; 2) des ersten Satzes Mehrblattkollimator-Blätter zum Formen innerer und äußerer Feldränder; 3) des zweiten Satzes Mehrblattkollimator-Blätter mit angeschlossenen Kompensationsfingern, die die Strahlungsintensitätsverteilung innerhalb des Feldes steuern.
Es ist ein unabhängiges Steuerglied für jeden Motor 158 oder 162 vorgesehen. Jeder Strompuls an dem Steuerglied veranlaßt den Motor ausreichend zu drehen, um seine entsprechende Mehrblattkollimator-Blattposition um eine-1 mm-Stufe (SAD) zunehmen zu lassen, und zwar durch Drehung seiner Leitspindel für eine Umdrehung. Ein positiver Strompuls verursacht eine positive Drehung der Leitspindel; ein negativer Strompuls negative Drehung. Ein Zähler vermehrt oder vermindert seinen Gesamtzählwert um einen Zählwert für jede positive und negative Umdrehung der Leitspindel und gibt einen entsprechenden Triggerpuls an die Steuereinheit zurück, um diesen Antriebspuls zu beenden. Ein Komparator in dem Steuerglied triggert weiterhin positive oder negative Antriebs-Stromausgang,spulse an den Motor, bis der Zählwert vom Leitspindel-Zähler und der Positionswert vom Behandlungsplan für das entsprechende Strahlungspixel des Behandlungsfeldes gleich sind.
Die Position der Mehrblattkollimator-Blätter und der Kompensatorfinger werden unabhängig voneinander durch eine TV-Kamera 168 bestätigt, welche auf jedem Blatt und jedem Finger mittels Linsen 170 und einem entsprechend, in dem Strahlungskopf positionierten Spiegel 172 Index-Marken erkennt, wie bspw. in Figur 24 dargestellt.
Der Behandlungsplan wird in einem Computer-RAM gespeichert. Bspw. werden für jedes Feld die folgenden Parameterwerte gespeichert (Kollimatorwinkel und Behandlungstischwinkel und Mehrblattkollimator-Tragrahmen-Positionen werden auf Standardwerte gesetzt):
Apparaturwinkel (ausgewählter fester Wert)
Untere Backen. Symmetr. Öffnung (0,5 oder 1 cm SAD)
Dosisüberwachungseinheiten/Sek. (ausgewählter fester Wert)
Longitudinale Grenzen der Oberfläche des Behandlungstisches (Start / Stop)
Longitudinale Geschwindigkeit der Oberfläche des Behandungstisches (ausgewählter fester Wert)
Vertikale Position der Oberfläche des Behandungstisches (ausgewählter fester Wert)
Laterale Position der Oberfläche des Behandlungstisches (ausgewählter fester Wert)
Für jede von N longitudinalen Positionen der Oberfläche des Behandüngstisches: Schrittposition von jedem der 40 Mehrblatt-Kollimator-Blätter (ausgefahren/halb/eingefahren), und Schrittposition von jedem der 40 Kompensationsfinger (0,1 ,..., 12, 13).
N kann bspw. 40 beabstandete longitudinale Positionen der Oberfläche des Behandungstisches in 1 cm-Intervallen über ein 40 cm langes Feld sein. Die Oberfläche des Behandungstisches bewegt sich kontinuierlich mit konstanter Geschwindigkeit und an jeder der N Positionen werden die entsprechenden Werte für die Kompensatorfinger und die Mehrblattkollimator-Blätter an die Komparatoren in ihren Antriebsmotor-Steuergliedern gesendet.
Die inneren und äußeren Grenzen des Behandlungsfeldes vom Behandlungsplan und von der TV-Kamera werden in zwei Farben auf einem Speicherbildschirm für jeden longitudinalen Zentimeter Feldlänge dargestellt. Jede Differenz zwischen den beiden Darstellungen über zwei Millimeter steuert einen Unterbrecher an, welcher dazu verwendet werden kann, die Abstrahlung zu unterbrechen.
Zusätzlich zur dynamisch kompensierten Fächer-Röntgen-Strahl-Betriebsart wird die Betriebsart mit unregelmäßigen Feldern und Mehrblatt-Röntgenstrahl beibehalten, desweiteren die konventionelle schatten-blockierte Rechteck- Röntgenfeld-Betriebsart, und die konventionelle Elektronentherapie-Betriebsart.
In der Elektronen-Betriebsart bei einer typischen maximalen Nennleistung von 500 cGy pro Minute beträgt der durchschnittliche Elektronenstrom bei SAD ungefähr 4,6 x 10&supmin;¹¹ Ampere pro cm², 3 x 10-8 Ampere in einem 25 x 25 cm-Elektronenfeld. Derdurchschnittliche Elektronenstrom an den Elektronen-Streustreifen ist ungefähr 5mal höher, oder 1,5 x 10&supmin;&sup7; Ampere. Ein Detektor mit einer Abtasteistung von 3 x 10&supmin;&sup7; Ampere Durchschnittstrom mit einer Präzision von 1 x 10&supmin;&sup7; Ampere, der innerhalb einer Zwischenzeit einen Unterbrecher betätigt, um den Klystron-Modulator-Träger bei diesem Wert zu stoppen, wird den Patienten davor bewahren, eine Elektronendosisleistung von mehr als ungefähr dem Doppelten der maximal vorgesehenen Leistung zu erhalten, vorausgesetzt daß die Elektronen-Streustreifen intakt sind. Da der durchschnittliche Elektronenstrom am Röntgen-Target in der Fächer-Röntgenstrahl-Betriebsart mit 3000 cGy 1 Minute ungefähr 4 x 10&supmin;&sup4; Ampere bei 6 MeV beträgt, wird er bei Erreichen des Patienten eine Dosisleistung von 1,1 x 104 cGy Sekunde liefern. Somit ist ein solcher Sensor bzw. ein derartiger Unterbrecher zum Schutz des Patienten für den unwahrscheinlichen Fall gefordert, daß der Röntgenbescheuniger läuft und das Röntgen-Target zurückgezogen ist, der Elektronen-Streuer sich in dem Strahl befindet, anstelle des Röntgen-Strahl-Abflachungsfilters, und daß ein Fehler der lonisationskammer auftritt, in dem diese nicht ihren Unterbrecher betätigt, um eine Abstrahlung innerhalb einer Größenordnung von 0,01 Sekunde zu beenden.
Bei 3 x 10&supmin;&sup7; Ampere Durchschnittsstrom und einem Strahlabtastverhältnis von 0,05 beträgt der Pulsstrom am Elektronenfenster 0,6 Milliampere. Ein Puls- Ringkern kann bei einer Last von 100 ohm einen 60 Milvolt-Puis erzeugen. Eine Veränderung von 0,1 Millivolt des Pulsstroms wird verläßlich (99 % Vertrauenslevel) mit einem Rausch-Level von 3 Millivolt detektierbar sein.
Bess u. a. beschreiben einen Ringkern-Monitor für einen Ringkernbeschleuniger- Strahlstrom, der eine Pulsstrom-Empfindlichkeit von 0,5 Milliampere hatte (vgl.: Bess u. a., 1959, "External Beam Current Monitor For Linear Accelerators", Rev. Sci. Inst., 30 Seiten 985 - 988.). Bess stellt fest, daß diese Empfindlichkeit bis zu 0,05 Milliampere erhöht werden kann Der Bildschirm enthält eine Kalibrierschleife, um den Linearbeschleuniger-Strahlstrom zu simulieren. Menke beschreibt einen Ringkern-Strahlstrom-Bildschirm mit einer Pulsstromempfindlichkeit von 0,02 Milliampere und einem Rauschpegel von 2 Millivolt (vgl. Menke, 1969, "Beam Monitoring at the NBS Tran. on Nuclear Science, NS-16, £3, Seiten 921 - 922.). In beiden Fällen war der Durchmesser der Ringkernöffnung etwa 5 cm, der Kernquerschnitt ungefähr 5 cm² und die Strahlstrom-Bandbreite 100:1. Als ein Sensor für eine Stromunterbrechung gemäß der vorliegenden Erfindung ist nur eine Linearität bis zu einigen wenigen Milliampere Puls-Strahlstrom gewünscht, so daß ein wesentlich kleinerer Kernquerschnitt verwendet werden kann.
Die Figuren 33 und 38 zeigen einen kompakten Ringkern 174, der hinter dem Elektronenfenster angeordnet ist. Der Querschnitt des Ferritkerns beträgt ungefähr 1 cm², mit einer Kalibrierspüle mit einer einzigen Windung und mit einer Sensorspule mit 30 Windungen aus isoliertem Draht. Der Ringkern 174 ist gegen die niederfrequenten externen Magnetfelder durch mu-Metall geschirmt und gegen die hochfrequenten Magnetfelder durch eine Kupfer-Ummantelung, die beide geschlitzt sind, um ein Eindringen des Puls-Elektronenstrom-Magnetfeldes zu ermöglichen. Der Ausgang des Sensorsignals wird über ein dreifaches Koax-Kabel einem Verstärker zugeführt.
Der Elektronenstreuer verbreitet den Elektronenstrom in einer Keule mit einem Querschnitt, der typischerweise wesentlich kleiner ist, als die Dosisleistungselektroden der Ionisationskammer. Bei einer Fehlfunktion des Elektronenstreuers kollabiert die Keule zu einem noch kleineren Durchmesser, was einen Anstieg der Dosisleistung in einem kleineren Bereich in dem Patienten mit einem Faktor der Größenordnung 20 bei einigen Energien zur Folge hat. Jedoch wird die lonisationskammer weniger als die gewöhnliche Gesamtadung aufzeichnen, aufgrund der lonisationskonzentration und einer nachfolgenden Rekombination. Das wird zu einer Beendigung der Abstrahlung durch die Unterdosis-Unterbrechung führen, allerdings erst nach einem Verzug von etwa 9 Sekunden, der konventionell benutzt wird, um eine Stabilisierung der Beschleuniger-Dosisleistung zu ermöglichen. Der Bediener kann die Abstrahlung einige Male (bspw. 5mal) wieder starten. Bei einer geplanten Dosisleistung von 500 cGy / Minute, allerdings mit einem tatsächlich 20 Mal höheren Wert für 9 x 5 = 45 Sekunden, wird der Patient eine unbeabsichtigte lokale Dosis von 7500 cGy erhalten. Um eine derartige Überdosis aufgrund eines kollabierten Strahls wegen der Fehlfunktion des Elektronenstreuers zu vermeiden, kann ein Doppel-Folien-Elektronenstreuer unter Druck stehen oder eva kuiert sein, wie in den Figuren 34 - 37 gezeigt, so daß eine Folien-Fehlfunktion eine Unterbrechung eines Lichtstrahls zu einem Unterbrecher zur Folge hat, welcher den Klystron-Modulator-Träger abschaltet.
Der unter Druck stehende und gesperrte Doppel-Folien-Elektronenstreuer ist in den Figuren 34 und 35 dargestellt. Eine reflektierende Oberfläche 200 ist in dem Flansch 202 ausgebildet. Eine Lichtquelle beleuchtet die reflektierende Oberfläche 200 durch eine Faseroptik 204. Die Lichtreflektion wird durch eine Faseroptik 206 an einen (nicht dargestellten) Detektor weitergeleitet. Eine erste Folie 208 ist auf dem Flansch 202 befestigt. Eine zweite Folie 210 mit einem Knopf 212 ist auf dem Folienhalter 214 befestigt. Eine Feder 216 und ein Baig 218 sind zwischen dem Flansch 202 und einer Lippe 220 auf dem Folienhalter 214 angeordnet. Der Streuer ist durch einen Abquetscher 222 mit unter Druck stehendem Gas gefüllt. Wenn eine Folie zerreißt, wird der Lichtstrahldetektor den reflektierten Strahl wegen der Druckentastung des Streuers und der Kollabierung des Flansches 202, der die reflektierende Oberfläche 200 bewegt, nicht mehr detektieren.
Die Figuren 36 und 37 zeigen einen sehr ähnlichen gesperrten, aber evakuierten Doppel-Folien-Elektronenstreuer. Der Unterschied beim evakuierten Streuer besteht in der Anordnung der Feder 216 und dem Baig 218. Hier wird ein Zerreißen der Folie die Feder 216 veranlassen, den Flansch 202 aus seiner Position herauszubewegen, wobei der Lichtstrahl unterbrochen wird.
Da der Mehrblattkollimator in dem Bereich angeordnet ist, der normalerweise durch die Befestigung eines Keilfilters besetzt ist, gerade unterhalb der unteren Kollimatorbacken, ist es wünschenswert, den Keilfilter erneut zu positionieren. Das manuelle Einfügen eines konventionellen Keilfilters ist zeitaufwendig, so daß es wünschenswert ist, das Einfügen zu automatisieren. In solchen Geräten, in denen nur ein Satz Kollimatorbacken unabhängig angetrieben werden können, ist es wünschenswert, den Keilfilter-Winkel fembedient umzukehren, z. B. für Anwendungen wie eine tangentiale Brustbehandlung mit entgegengesetzt gegeneinander versetzten Keilfeldern.
Der Keilfilter kann physisch ziemlich klein sein, wenn er auf der Quellenseite der Kollimatorbacken angeordnet werden kann. Die Figuren 38 bis 40 zeigen eine Anordnung, in der zwei kleine automatisch einfügbare Träger 224, 226 auf der Höhe des Lichtfeldspiegels 172 zwischen den oberen Kollimatorbacken 230 und der Ionisationskammer 232 angeordnet sind. Der Röntgenstrahl wird von dem Target 234 ausgesandt, verläuft durch das Elektronenfenster 236, danach durch das Karussell 238, das den Röntgenstrahl-Abflachungsfilter und die Elektronenstreuer hält, und dann durch die Ionisationskammer 232. Die unteren Backen 240 sind rechtwinklig zu den oberen Backen 230 angeordnet, die beweglich auf einer Antriebsvorrichtung 231 angeordnet sind. Ein Paar Keilfiter 242, 244 ist auf den Träger 224 bzw. 226 montiert. Die Träger 224, 226 gleiten auf Trägerstangen 246, 248 und werden durch Leitspindeln 250, 252 angetrieben, welche mit Elektromotoren 254 gekoppelt sind. Eine Bleiabschirmung 256 umgibt die Vorrichtung.
Ein 45'-Keilfilter für 20 cm Feldbreite in der gekeilten Richtung, 35 cm in senkrechter Richtung kann auf jeden dieser Träger montiert werden, wobei die beiden Keifilter entgegengesetzte Winkel aufweisen. Die Dicke der Keilfilter beträgt 1,6 cm Wolfram. Jeder Träger kann vollständig aus einem 40 x 40 cm - Feld-Strahl zurückgezogen werden. Ein Träger kann für gekeilte Felder versetzt zur Strahlachse in einer Richtung eingefügt werden, der andere Träger für Felder versetzt in der entgegengesetzten Richtung. Für Keilwinkel unter 45' werden zwei Aufnahmen pro Feld gemacht, eine mit zurückgezogenem Keilfilter. In den seltenen Fällen, in denen ein Keilwinkel größer 45' erforderlich ist, da die Feldbreite in solchen Fällen gering ist, kann ein 1,6 cm dicker Wolfram-Keil von 60' in einen der Träger eingefügt werden. Konventionelle kundenspezielle Kompensatoren (die allerdings auch einen Aufbau aus kleinen Wolfram-Blöcken genau ausgewählter Höhe enthalten) können auf einen der Träger anstelle eines Keilfilters montiert werden.
Zwei Miniatur-Permanentmagnet-Gleichstrom-Motoren 254 werden zum Ein- und Ausfahren der Träger 224, 226 über flexible Kabelantriebe verwendet. Optische Unterbrechungen bestätigen die eingefügten und zurückgezogenen linearen Grenzen jedes Trägers.

Claims

1. Vorrichtung, die als Kollimator in einem Strahlentherapiegerät wirkt, mit Backen, die in einem Backenrahmen montiert sind, zur Begrenzung eines Fächerstrahl-Röntgenstrahlungsfeldes auf rechteckige Grenzen, mit:

Blattmitteln (12) zum weiteren Abschirmen und Formen eines Strahlungsfedes innerhalb der rechteckigen Grenzen, wobei die Blattmittel eine Vielzahl von geraden, für Röntgenstrahlen undurchlässigen Blättern einschließen;

Montagemittel zum Montieren der Blattmittel auf dem Backenrahmen, wobei die Montagemittel Blattstützrahmenaufbauten (18, 20) enthalten;

Antriebsmittel (24-27) zum Bewegen der Blattmittel relativ zu dem Backenrahmen; und

Kompensatormittel (92) zum Anpassen der Intensität der Röntgenstrahlen an den Gegenstand innerhalb des Strahungsfeldes, definiert durch die Backen und die Blattmittel,

dadurch gekennzeichnet, daß die Antriebsmittel angeordnet sind, um die Blattmittel relativ zu den Blattstürzrahmenaufbauten zu bewegen, und um die Blattstützrahmenaufbauten relativ zu dem Backenrahmen zu bewegen, und daß die Kompensatormittel in das Strahlungsfeld unabhängig einsetzbar (durch 98, 100) sind.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Kompensatormittel zurückschiebbar auf den Blattmitteln angeordnet sind.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Blattmittel ein passendes Paar von Blattsätzen sind, wobei jeder Blattsatz eine Vielzahl von Blättern enthält, wobei jedes der Paare Mittel zum Einsetzen von gegenüberliegenden Seiten des Röntgentherapiestrahls aufweist.

4. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Kompensatormittel an einem der Paare von Blattsätzen beweglich angebracht sind.

5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Kompensatormittel Kompensatorfinger (92) einschließen, wobei ein Kompensatorfinger an jedem Blatt beweglich angebracht ist.

6. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Kompensatorfinger spitz zulaufend ist.

7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß jeder spitz zu laufende Kompensatorfinger in Stufen spitz zuläuft.

8. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch Detektormittel (126) zum Bestätigen der Form der Dosisverteilung des Strahungsfeldes relativ zu dem Gegenstand.

9. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch einen selbst abgeschirmten Röntgenfächerstrahlabflachungsfilter (80).

10. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine unter Druck stehende, gekoppelte Doppelelektronenstreufohe (200-222).

11. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch Mittel (238) zum automatischen Einfügen eines statischen Keilfilters und eines statischen Kompensators in den Röntgenstrahl, bevor der Strahl die Blattmittel passiert.

12. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch Mittel (116) zum Bewegen des Gegenstandes entlang einer Achse senkrecht zu der Ebene des Fächerstrahls.

13. Vorrichtung nach einem Ansprüche 1 bis 11, mit:

einer Elektronenbeschleunigerquelle für Röntgenstrahlen, wobei der Beschleu niger in einem Gestell (114) montiert ist, zum Wechseln der Richtung des Einfalls der Röntgenstrahlen auf einen Gegenstand,

einem Gegenstandshaltetisch (116), wobei der Gegenstandshaltetisch Mittel zum Bewegen des Gegenstandes entlang einer Linie relativ zu dem Röntgenstrahl enthält, und

Computermitteln (148) zum Kontrollieren des Beschleunigers, des Gegenstandshaltetisches, der Definitionsmittel und der Kompensationsmittel gemäß einem programmierten Plan.