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TECHNISCHES
GEBIET DER ERFINDUNG
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Die
Erfindung betrifft allgemein Systeme zur Behandlung eines (Körper-) Bereichs
eines Patienten mit einem Radiotherapiestrahl und insbesondere ein
System, bei dem der Bereich durch den Strahl im wesentlichen gleichzeitig
mit dem Betrieb eines Magnetresonanzabbildungssystems bestrahlt
wird, das den Bereich auf eine solche Weise abbildet, daß der Strahl
nicht auf eine Spuleneinheit des Abbildungssystems auftrifft.
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TECHNISCHER
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
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Ein
System gemäß dem Oberbegriff
von Anspruch 1 wird in WO-A-90/14861 offenbart.
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Radiotherapieanlagen,
wie z. B. die vom Zessionar der vorliegenden Erfindung hergestellten CLINAC-Anlagen,
weisen im allgemeinen einen Elektronenlinearbeschleuniger auf, der
auf einem Portal montiert ist, das sich auf einer annähernd horizontalen
Achse dreht. Der Elektronenstrahlbeschleuniger ist gewöhnlich so
auf dem Portal montiert, daß er
gegen die horizontale Drehachse des Portals versetzt ist. Der aus
dem Beschleuniger austretende energiereiche Elektronenstrahl wird
durch dem Fachmann bekannte Verfahren weiterverarbeitet, um entweder
einen Elektronenstrahl oder einen Röntgenstrahl zu erzeugen, der
für die
Behandlung von Patienten geeignet ist. Im einen wie im anderen Fall
wird die Strahlung zu einem Behandlungsstrahl gebündelt bzw.
kollimiert, der so in eine zur Drehachse des Portals senkrechte
Richtung gelenkt wird, daß die
Achse des Behandlungsstrahls die Drehachse des Portals schneidet.
Der Punkt, an dem die Achse des Behandlungsstrahls die Drehachse
des Portals schneidet, ist der Brennpunkt des Behandlungsstrahls
und wird als Isozentrum der Radiotherapieanlage bezeichnet.
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In
einer Radiotherapieanlage wird der Patient auf eine Behandlungsliege
gelegt, die genau positioniert werden kann, um den Behandlungsbereich, der
gewöhnlich
ein krebsartiger Tumor oder eine Verletzung des Patienten ist, auf
der Drehachse des Portals im Isozentrum der Radiotherapieanlage
anzuordnen. Daher kann durch Drehen des Portals die Quelle des Behandlungsstrahls
während
der Behandlung um den Patienten herum gedreht werden, wodurch die
Behandlungsstrahlendosis minimiert wird, die irgendeinen Körperbereich
des Patienten in der Nähe des
Behandlungsbereichs passiert, während
der Strahl immer den Behandlungsbereich selbst passiert. Eine übermäßige Bestrahlung
von nicht erkranktem Gewebe, besonders der an den erkrankten Behandlungsbereich
angrenzenden Gewebe, führt zu
unerwünschter
Zellschädigung
und zum Zelltod in gesundem Gewebe.
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Unter
Fachärzten
der gegenwärtigen
Radiotherapiebehandlung ist bekannt, daß im allgemeinen eine minimale
Schädigung
angrenzender Zellen auftritt, wenn der erkrankte Behandlungsbereich
im Patienten genau im Isozentrum der Radiotherapieanlage angeordnet
wird. Verschiedene Beschränkungen des
Standes der Technik erschweren es jedoch, die gewünschte präzise Positionierung
des erkrankten Bereichs des Patienten im Isozentrum der Radiotherapieanlage
zu erreichen.
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Ein
Grund für
diese Schwierigkeit ist, daß erkranktes
Gewebe in einem Patienten gewöhnlich
von anderen Weichteilen umgeben ist oder daran angrenzt, die dem
erkrankten Gewebe physisch ähnlich sind.
Die Ähnlichkeit
der Gewebe macht es schwierig, die exakten Grenzen des erkrankten
Gewebes unter Verwendung aktueller diagnostischer und bildgebender
Verfahren für
Radiotherapieanlagen genau zu definieren.
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Ein
früherer
Versuch, dieses Problem zu lösen,
erforderte die Anwendung einer relativ kontrastarmen zweidimensionalen
Abbildung des Bereichs mittels Röntgenstrahlung,
wenn der Patient an der Radiotherapieanlage positioniert ist. Die
auf Röntgenstrahlung
basierenden Abbildungssysteme sind im allgemeinen auf den Nachweis
von Röntgenstrahlung
im gleichen Röntgenstrahl
angewiesen, der zu Radiotherapiezwecken verwendet wird. Eine kontrastarme
zweidimensionale Abbildung des Bereichs mittels Röntgenstrahlung
ermöglicht
jedoch keine eindeutige Lokalisierung der wahren Position des Bereichs,
der den Tumor oder die Verletzung einschließt. Der Unterschied in der
Absorption von Röntgenstrahlung
zwischen verschiedenen Weichteilstrukturen und zwischen krebsartigen
und nicht krebsartigen Weichteilen ist häufig gering bis nicht nachweisbar.
Nur die Knochen, die Röntgenstrahlung
stärker
absorbieren, können
ohne weiteres abgebildet und durch dieses Mittel genau lokalisiert werden.
Die Bestimmung der wahren Position des zu behandelnden Weichteilbereichs
ist schwierig, da sich der Bereich wegen seiner mangelnden Steifigkeit
als Ergebnis unvermeidlicher Körperbewegungen
des Patienten auf der Behandlungsliege gegenüber den nahe gelegenen Knochen
des Patienten bewegt. Die Unsicherheit bei der Bestimmung der wahren
Position des Bereichs existiert auch dann, wenn Justiermarker in
der Tumor eingesetzt werden, da die Bewegung des Patienten wahrscheinlich
eine Bewegung der Justiermarker verursacht.
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Da
der zu behandelnde Bereich gewöhnlich nicht
wie geplant in Bezug auf das Isozentrum des Radiotherapiesystems
exakt lokalisiert wird, werden unzureichende Radiotherapiestrahlenergiedosen
in den zu behandelnden Bereich eingebracht, und zu hohe Radiotherapiestrahlenergiedosen
werden in einem an den zu behandelnden Bereich angrenzenden Volumen
in gesundes Gewebe eingebracht. Folglich wird das Gewebe in dem
angrenzenden Volumen einer unerwünschten
und unnötigen
Schädigung
ausgesetzt, so daß an
den Tumor angrenzende gesunde Organe geschädigt werden.
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Wegen
der grundsätzlichen
Unfähigkeit,
den Radiotherapiestrahl mit ausreichender Präzision auf den zu behandelnden
Bereich zu fokussieren, besteht das gegenwärtig übliche medizinische Verfahren
darin, den bestrahlten Bereich zu vergrößern, um ein zusätzliches
Gewebevolumen einzubeziehen, und die Dosierung des Radiotherapiestrahls
zu erhöhen,
um einen vollständigen
Zelltod in dem zu behandelnden Bereich sicherzustellen. Die Erwartung
ist, daß alle
Zellen in dem behandelten Bereich abgetötet und mögliche Positionierungsfehler
zwischen dem Strahl und dem Bereich kompensiert werden. Derartige
Verfahren verursachen jedoch unvermeidlich eine erhöhte sekundäre Strahlenschädigung in
dem Volumen, das an den zu behandelnden Bereich angrenzt, die in
bestimmten Fällen
zu verheerenden Auswirkungen auf die Lebensqualität des Patienten führt. Demgemäß besteht
eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin, ein neues und verbessertes Verfahren
und eine Vorrichtung bereitzustellen, um eine genaue Einstellung
eines Radiotherapiestrahls auf einen gewünschten, durch den Strahl zu
behandelnden Bereich zu ermöglichen.
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Eine
weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung eines neuen
und verbesserten Verfahrens und einer Vorrichtung, um die genaue
Einstellung eines Radiotherapiestrahls auf einen zu behandelnden
Bereich zu ermöglichen,
wobei vorhandene Radiotherapieanlagen leicht mit der Vorrichtung nachgerüstet werden
können,
die benutzt wird, um festzustellen, ob der Strahl richtig eingestellt
ist.
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Eine
weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung einer Radiotherapieanlage,
die ein Magnetresonanzabbildungssystem zur Aufnahme von räumlich aufgelösten kontrastreichen
2D- und 3D- Bildern
von Weichteilstrukturen und Organen innerhalb und angrenzend an
den zu behandelnden Bereich einschließt.
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Eine
weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung einer Radiotherapieanlage,
die ein Magnetresonanzabbildungssystem einschließt, in dem eine Erregerspuleneinheit
des Abbildungssystems so angeordnet ist, daß ein Radiotherapiestrahl der
Radiotherapieanlage nicht auf die Spuleneinheit auftrifft, und in
der die Spuleneinheit so angeordnet ist, daß zu behandelnde Patienten
leicht auf einer Behandlungsliege in den Weg des Radiotherapiestrahls
gebracht werden können.
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Eine
weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung einer neuen
und verbesserten Radiotherapieanlage in Kombination mit einem System zum
direkten Nachweis der Wirkung des Radiotherapiestrahls auf einen
behandelten Bereich, besonders des Gehalts an Gewebezellen in dem
Bereich, und zur räumlichen
Auflösung
der Bestrahlungswirkung, um in Echtzeit eine dreidimensionale Korrelation
zwischen Form, Position und Intensität des tatsächlich bestrahlten Bereichs
und der bekannten Lage eines zu bestrahlenden Bereichs zu ermöglichen,
in dem sich ein Tumor oder eine Verletzung befindet.
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Eine
weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung einer neuen
und verbesserten Radiotherapieanlage in Kombination mit einem relativ
kostengünstigen
Gerät,
um festzustellen, ob und in welchem Grade Gewebe in einem zu behandelnden
Bereich durch einen Radiotherapiestrahl tatsächlich behandelt wird.
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Eine
weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung eines neuen
und verbesserten Röntgenstrahlentherapiegeräts in Kombination
mit einem Magnetresonanzabbildungssystem, wobei die an die Haut
abgegebene Sekundärelektronendosis,
die von dem Beschuß der
Haut durch den Röntgenstrahl
herrührt,
durch das Magnetfeld der Spulen des Abbildungssystems erheblich
vermindert wird.
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Gemäß einem
Aspekt der vorliegenden Erfindung werden diese und weitere Aufgaben
durch das System gelöst,
das in dem untenstehenden Anspruch 1 beansprucht wird.
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In
einer Ausführungsform
sind ein Radiotherapiestrahl und eine Erregerspuleneinheit des Abbildungssystems
so angeordnet, daß der
Stahl nicht auf die Spuleneinheit auftrifft und daß außerdem in
dem Fall, wo der Radiotherapiestrahl aus geladenen Teilchen zusammengesetzt
ist, wie z. B. aus Elektronen, von der Spuleneinheit abgeleitete
Magnetfelder die Teilchenbahnen in dem Strahl nicht stören.
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Die
Erregerspuleneinheit des Abbildungssystems enthält vorzugsweise erste und zweite,
voneinander beabstandete Segmente zur Erzeugung eines magnetischen
Hauptgleichfeldes, wobei die Segmente an gegenüberliegenden Seiten des Bereichs angeordnet
sind.
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In
einer Ausführungsform,
in der die Erregerspuleneinheit unabhängig von der Bewegung der Behandlungsstrahlachse
montiert ist, weisen die ersten und zweiten Segmente der Erregerspuleneinheit
eine gemeinsame Achse auf, die im wesentlichen mit einer Achse zusammenfällt, die
durch den zu behandelnden Bereich hindurchgeht und um die sich die Strahlachse
dreht. Eine Patientenauflagekonstruktion, wie z. B. eine Behandlungsliege,
paßt in
die ausgerichteten zentralen Öffnungen
der Spulensegmente. Die Strahlachse geht im rechten Winkel zu den Hauptmagnetfeldlinien,
die durch die Segmente erzeugt werden und zwischen ihnen verlaufen,
zwischen den Segmenten hindurch.
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In
weiteren Ausführungsformen
ist die Spuleneinheit so montiert, daß sie sich mit einer Bewegung
der Strahlachse bewegt.
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In
einer von diesen Ausführungsformen
weisen das erste und das zweite Spulensegment jeweils eine zentrale Öffnung mit
einer gemeinsamen Achse auf. Die Strahlachse geht durch die zentralen Öffnungen
beider Spulensegmente hindurch und ist im allgemeinen parallel zu
magnetischen Feldlinien ausgerichtet, die durch diese Segmente erzeugt
werden und sich zwischen ihnen erstrecken. In einer anderen Ausführungsform
geht die Strahlachse durch einen Zwischenraum zwischen den Segmenten
hindurch und ist im allgemeinen senkrecht zu den Magnetfeldlinien,
die durch die Segmente erzeugt werden und sich zwischen ihnen erstrecken.
Die letztere Anordnung, die keine zentrale Öffnung in den Spulensegmenten
aufweist, ist vorteilhaft, da sie ein Magnetfeld mit höherer Feldstärke erzeugt
als die Anordnungen mit einer solchen Öffnung.
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Ein
Merkmal der Erfindung ist, daß das
von den Erregerspulen des Magnetresonanzabbildungssystems abgeleitete
Magnetfeld relativ schwach ist und nur für die Bereitstellung der minimal
notwendigen räumlichen
Auflösung
und Empfindlichkeit ausreicht, um festzustellen, ob der Radiotherapiestrahl auf
den gewünschten
Behandlungsbereich auftrifft. Die Magnetfeldstärke ist ausreichend niedrig,
so daß zur
Erzeugung des Hauptmagnetfelds herkömmliche, gekühlte Spulen
mit Kupferwicklung verwendet werden können, obwohl nach Wunsch auch
supraleitende Magnetspuleneinheiten eingesetzt werden können, die
auf die Temperatur von flüssigem
Helium oder flüssigem
Stickstoff abgekühlt
werden.
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Wenn
eine auf die Temperatur von flüssigem Helium
abgekühlte
supraleitende Spule das Hauptmagnetfeld des Magnetresonanzabbildungssystems erzeugt,
werden äußere Verbindungen
zwischen der supraleitenden Spule und einer Gleichstromversorgung
für die
Erregung der supraleitenden Spule vorzugsweise durch im Handel erhältliche
hochtemperatursupraleitende Versorgungsleitungen hergestellt. Die
hochtemperatursupraleitenden Versorgungsleitungen blockieren die
Wärmeableitung
von der Temperatur des flüssigen
Stickstoffs, auf der sie gehalten werden, d. h. von 77 °K, zu der
tieftemperatursupraleitenden Spule bei 4,2 °K. Dadurch muß die tieftemperatursupraleitende
Spule nicht aus Gründen
der Wärmeableitung
ständig
in dem Modus ohne angeschlossene Versorgungsleitungen arbeiten,
weshalb der Strom in der Spule ohne nichtakzeptierbare Zunahme des
Verbrauchs an flüssigem
Helium durch eine äußere Versorgung
impulsartig ein- und ausgeschaltet werden kann. Durch impulsartiges
Ein- und Ausschalten der hochtemperatursupraleitenden Versorgungsleitungen
synchron mit dem impulsartigen Ein- und Ausschalten eines Elektronenradiotherapiestrahls übt das Magnetresonanzabbildungssystem keine
schädlichen
Ablenkungswirkungen auf Elektronen in dem Radiotherapie-Elektronenstrahl
aus.
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Um
die erforderliche Feldstärke
des von den Magnetspulen des Magnetresonanzabbildungssystems abgeleiteten
Magnetfeldes zu verringern, ist eine Hochfrequenzaufnehmerspule
des Magnetresonanzabbildungssystems vorzugsweise ein Supraleiter.
Dadurch wird ermöglicht,
daß die
Hauptmagnetspule des Magnetresonanzabbildungssystems eine relativ
kleine Größe hat,
um die Nachrüstung
von existierenden Radiotherapieanlagen mit der Hauptspule zu erleichtern
und die Kosten einer Einrichtung zu senken, welche die erfindungsgemäße Struktur
enthält.
Die supraleitende Hochfrequenzspule ist vorzugsweise ein Hochtemperatursupraleiter,
der aus orientierten Einkristallsubstrate aufwachsen läßt. Ein
weiteres Merkmal der Erfindung ist, daß magnetische Streufelder,
die ihren Ursprung in der Radiotherapieanlage haben, von magnetischen Streufeldern
entkoppelt werden, die im Magnetresonanzabbildungssystem entstehen,
und daß magnetische
Streufelder, die im Magnetresonanzabbildungssystem entstehen, von
dem Radiotherapie-Linearbeschleuniger entkoppelt werden. Die Entkopplung
erfolgt vorzugsweise durch Kompensationsspulen, die außerhalb
der Spulen des Abbildungssytems angeordnet sind, und durch eine
oder mehrere Spulen, die den Linearbeschleuniger und seine zugeordneten Komponenten
umgeben.
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Ein
Merkmal der vorliegenden Erfindung ist die Fähigkeit des Magnetresonanzabbildungssystems, Änderungen
von kernmagnetischen Resonanzspektralparametern des Bildbereichs
zu erfassen, die auf Auswirkungen des Radiotherapiestrahls zurückzuführen sind,
der das Gewebe bestrahlt, das durch den Strahl behandelt werden
soll.
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Im
Wärmegleichgewicht
in einem Magnetfeld ist das magnetische Moment eines Atomkerns in
einer Richtung mit dem Magnetfeld ausgerichtet. Wenn es aus dieser
Ausrichtung abgelenkt wird, präzediert das
magnetische Moment um das angelegte Feld mit der charakteristischen
Resonanzfrequenz der jeweiligen Kernspezies (oft eines Wasserstoffkerns
oder eines Protons). Die Veränderung
des angelegten Magnetfelds in verschiedenen Atompositionen in einem Molekül durch
Abschirmungseffekte der umgebenden Elektronen verursacht kleine
Verschiebungen in den Resonanzfrequenzen ähnlicher Kerne. Die Natur der
Umgebung der in Resonanz befindlichen Atomkerne bestimmt die Geschwindigkeit,
mit der die Resonanz schwindet oder abklingt. Diese Differenzen
in Resonanzfrequenzen können
aufgelöst
und zur Analyse von Molekülstrukturen
verwendet werden. Alternativ können
die Resonanzfrequenzen durch Anlegen eines Magnetfeldgradienten
an eine Probe modifiziert werden, in welchem Fall die Resonanzfrequenz
eine Funktion von der Position eines bestimmten Kernspins innerhalb
der Probe ist. Dies bildet die Grundlage von kernmagnetischen bzw.
Kernspinresonanz-Abbildungssystemen.
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In
jedem der beiden Fälle
wird das Anlegen eines HF-Impulses mit einer Frequenz, die dicht
bei derjenigen der Eigenresonanzfrequenz der Spins liegt, zur Störung des
kernmagnetischen Moments benutzt. Die Störung bewirkt, daß sich das
kernmagnetische Moment aus seiner Ausrichtung in einer Linie mit
dem angelegten Magnetfeld herausdreht. Eine Drehung um 90° erzeugt
die maximale Magnetisierung quer zum Magnetfeld, während eine
Drehung um 180° zu
einer Umkehrung der ursprünglichen
Magnetisierung führt,
aber nicht zu einer Quermagnetisierung. Es ist die Querkomponente
der Magnetisierung, die um das angelegte Magnetfeld präzediert
und in einem NMR-Spektrometer nachgewiesen werden kann. Im Anschluß an eine
Störung
charakterisieren zwei Relaxations- bzw. Abklingzeiten die Rückkehr zum
Wärmegleichgewicht.
Außer
der Präzession
nimmt die Amplitude der Quermagnetisierung mit einer charakteristischen
Zeitkonstante T2 ab, der Spin-Spin-Relaxationszeit. Die zum angelegten
Feld parallele Magnetisierungskomponente kehrt mit einer charakteristischen
Zeitkonstante T1 zu ihrem Anfangswert zurück, der Spin-Gitter-Relaxationszeit.
Diese beiden Relaxationszeiten werden durch magnetische Einflüsse von
benachbarten Atomen und Molekülen
beeinflußt.
Insbesondere kann die Gegenwart freier Radikale mit ihrem starken
Elektronendipolmoment die Relaxationszeiten und Resonanzfrequenzen
von nahegelegenen Kernen modifizieren. Die Messung von Resonanzfrequenzen
und Relaxationszeiten kann mit NMR-Abbildungsverfahren kombiniert
werden, um NMR-Spektraldaten bereitzustellen, die mit der räumlichen
Position korreliert sind.
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Wegen
der hohen Empfindlichkeit der NMR-Spektralparameter gegenüber Differenzen
in der magnetischen Umgebung von Atomkernen in unterschiedlichen
Arten von weichem Gewebe, d. h. zwischen den Geweben in verschiedenen
Körperorganen
oder zwischen krebsartigen und nichtkrebsartigen Geweben, erzielt
das NMR-Bild von Weichteilstrukturen einen viel stärkeren Kontrast
als ein Röntgenbild
des gleichen Gewebevolumens. Außerdem enthält das Magnetresonanzbild
3D- statt 2D-Positionsinformationen.
Die Position des krebsartigen Tumors oder der Verletzung in dem
weichen Gewebe kann daher direkt an der Radiotherapieanlage mit
viel größerer Präzision bestimmt
werden, als durch Ableiten der vermuteten Tumorposition unter Bezugnahme
auf die Position der nahegelegenen Knochen, die man aus einem Röntgenbild
erhält.
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Außerdem können wegen
der großen Änderung
von NMR-Spektralparametern, die durch die Gegenwart freier Radikale
ausgelöst
wird, die eines der Hauptprodukte der Bestrahlung von Geweben mit
dem Radiotherapiestrahl sind, sowohl die räumliche Lokalisierung als auch
die Intensität
der Bestrahlungswirkungen des Radiotherapiestrahls auf die Gewebe
innerhalb des abgebildeten Volumens während der Behandlung in Echtzeit
bestimmt werden.
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Gemäß einem
Aspekt der vorliegenden Erfindung wird die analytische Fähigkeit
eines Magnetresonanzabbildungssystems benutzt, um Veränderungen
in Kernspinresonanz-Spektralparametern nachzuweisen, die auf Effekte
des Radiotherapiestrahls zurückzuführen sind,
mit dem das Gewebe bestrahlt wird. Der auf ausgewähltes Gewebe
auftreffende Radiotherapiestrahl führt zur Erzeugung von freien
Radikalen und Ionisationsprodukten in dem Gewebe. Deren Gegenwart
kann erfaßt
und abgebildet werden. Der Radiotherapiestrahl, die Magnetfelder
mit hoher Feldstärke
und der HF-Impuls des Magnetresonanzabbildungssystems treten daher
in Wechselwirkung und ermöglichen
die Ableitung einer dreidimensionalen räumlichen Verteilungsinformation
für die
Strahlendosis des Radiotherapiestrahls, die während des Behandlungsprozesses
in das behandelte und in angrenzendes Gewebe eingebracht wird. Die
dreidimensionale Information wird unter Anwendung bekannter Magnetresonanzabbildungsverfahren
und durch Korrelation der erfaßten
Daten mit der Position der Strahlachse und der bekannten Strahlquerschnittsgeometrie
und -intensität
abgeleitet. Die dreidimensionale Information zur räumlichen Verteilung
des Radiotherapiestrahls auf dem behandelten Gewebe wird mit früher erfaßten und
daher bekannten dreidimensionalen Daten korreliert, welche die Position
des krebsartigen Gewebes betreffen, das behandelt werden soll. Dadurch
kann der Radiotherapiestrahl auf das zu behandelnde Gewebe begrenzt
und so gesteuert werden, daß er
nicht auf das angrenzende Gewebe auftrifft. Dadurch kann die Gesamtstrahlungsdosis,
die der Patient aus dem Strahl empfängt, vermindert und die begleitende Schädigung vom
gesunden Gewebe minimiert werden. Ein MR-Bild in Abwesenheit von
Strahlung zeigt krebsartiges Gewebe. Bei eingeschaltetem Strahl zeigt
das MR-Bild die Ausdehnung von bestrahltem Gewebe.
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Die
obigen und weitere Aufgaben, Merkmale und Vorteile der vorliegenden
Erfindung werden bei Betrachtung der nachstehenden ausführlichen
Beschreibung konkreter Beispiele der Erfindung ersichtlich, insbesondere
in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen.
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KURZE BESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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1 zeigt
ein Blockschaltbild der vorliegenden Erfindung, in dem verschiedene
bevorzugte Ausführungsformen
in groben Umrissen dargestellt sind.
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2 zeigt
eine Seitenansicht einer Radiotherapieanlage in Kombination mit
voneinander beabstandeten stationären Gleichstrom-Erregerspulensegmenten
eines Magnetresonanzabbildungssystems, wobei (1) eine Achse des
Radiotherapiestrahls im allgemeinen senkrecht zur Richtung der Hauptmagnetflußlinien
steht, die sich zwischen den beabstandeten Segmenten erstrecken,
(2) ein behandelter (Körper)bereich
eines Patienten in einem Zwischenraum zwischen den Segmenten angeordnet
ist, und (3) die Segmente eine zentrale Öffnung zur Aufnahme des Patienten
einschließen.
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3 zeigt
eine Vorderansicht der in 2 dargestellten
Anlage.
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4 zeigt
eine Seitenansicht einer Radiotherapieanlage in Kombination mit
voneinander beabstandeten Gleichstrom-Erregerspulensegmenten eines
Magnetresonanzabbildungssystems, wobei (1) die Segmente so montiert
sind, daß eine
Achse eines Radiotherapiestrahls durch eine zentrale Öffnung der Segmente
hindurch geht und im allgemeinen in einer Linie mit den Hauptmagnetfeldlinien
ausgerichtet ist, die sich zwischen den Segmenten erstrecken, (2)
ein behandelter Bereich des Patienten in einem Zwischenraum zwischen
den Segmenten angeordnet ist und (3) die Segmente eine zentrale Öffnung zur
Aufnahme des Strahls einschließen.
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5 zeigt
eine Vorderansicht der in 4 dargestellten
Anlage.
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6 zeigt
eine Seitenansicht einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung, wobei (1) voneinander beabstandete Gleichstrom-Erregerspulensegmente
eines Magnetresonanzabbildungssystems sich mit einer Achse des Radiotherapiestrahls
bewegen und so angeordnet sind, daß Feldlinien des Hauptmagnetfeldes,
die von den Spulensegmenten abgeleitet sind, im allgemeinen senkrecht
zur Achse des Radiotherapiestrahls stehen, (2) der Behandlungsbereich
zwischen den beiden Spulensegmenten untergebracht ist, und (3) die
Segmente keine zentrale Öffnung
aufweisen.
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7 zeigt
eine Vorderansicht der in 6 dargestellten
Anlage.
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8 zeigt
eine Draufsicht eines Teils der in 6 dargestellten
Anlage, insbesondere der Position von X-, Y- und Z-Achsen-Gradientenspulen
des Magnetresonanzabbildungssystems.
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9 zeigt
eine Draufsicht der in 6 dargestellten Anlage, wobei
ein Spulensegment des Magnetresonanzabbildungssystems um 90° gedreht
ist, um für
einen Patienten einen leichten Zugang zur Behandlungsliege der Radiotherapieanlage
zu ermöglichen.
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10 zeigt
eine Seitenansicht der Magnetresonanzabbildungsspule von 6 in
Kombination mit einer Spulenanordnung zur weitgehenden Unterdrückung von
der Spule ausgehender Streumagnetfelder.
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11 zeigt
eine Seitenansicht einer wahlfreien Konfiguration, die bei den Radiotherapieanlagen
und dem Magnetresonanzabbildungssystem von 5 und 6 verwendet
werden kann, wobei eine Behandlungsliege, die einen zu behandelnden
Patienten durch die Radiotherapieanlage transportiert, auf nichtmagnetischen
Schienen aus einer von mehreren Wartepositionen zu einer Betriebsposition
an der Radiotherapieanlage bewegt wird; und
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12 zeigt
eine Draufsicht der Schieneneinheit, die bei der in 11 dargestellten
Anlage eingesetzt wird.
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BESCHREIBUNG
DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Nachstehend
wird Bezug auf das Blockschaltbild von 1 genommen,
in dem die erfindungsgemäße Vorrichtung
dargestellt ist, die eine relativ herkömmliche Radiotherapieanlage 20,
ein Magnetresonanzabbildungssystem 22 und eine Steuereinrichtung 24 für Geräte aufweist,
die in der Anlage 20 und dem System 22 enthalten
sind. Die Radiotherapieanlage 20 enthält eine Radiotherapiestrahlenquelle
in Form einer Röntgenstrahlen-
oder Impulselektronenstrahlquelle 26, ein Portal zur Aufnahme
der Quelle 26, einen Antriebsmotor 28 für das Portal
und eine Behandlungsliege, auf der sich eine Person (ein Patient)
befindet. Die Behandlungsliege weist ein Patientenaufnahmebett auf,
das selektiv in der horizontalen Ebene in Richtung der X- und Z-Achse
und in der vertikalen Y-Achsenrichtung positioniert wird; Horizontal-
und Vertikalbewegungen des Betts werden durch die horizontalen und
vertikalen Antriebsmotoren 31, 33 und 35 ausgeführt. Die
Radiotherapieanlage 20 weist außerdem eine Spule 30 auf,
die den Linearbeschleuniger umgibt und äußere Streumagnetfelder, die
mit dem Linearbeschleuniger verbunden sind, weitgehend unterdrückt, so
daß diese
Streufelder keine Auswirkung auf den Betrieb des Magnetresonanzabbildungssystems 22 haben.
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Das
Magnetresonanzabbildungssystem 22 weist eine Gleichstrom-Hauptmagnetspuleneinheit 32 mit
zwei voneinander beabstandeten Wicklungssegmenten auf, zwischen
denen sich ein Bereich befindet, der durch den Radiotherapiestrahl
behandelt werden soll. Die Wicklungssegmente der Einheit 32 werden
durch die Quelle 36 mit Gleichstrom versorgt, um ein Gleichstrom-Hauptmagnetfeld
des Systems 22 zu erzeugen. Die Magnetspuleneinheit 32 ist
so angeordnet, daß ein
Gleichstrom-Hauptmagnetfeld in dem Bereich des Patienten an der
Stelle der Gewebe erzeugt wird, die durch den Radiotherapiestrahl
der Anlage 20 zerstört
werden sollen. Die Stärke
des durch die Einheit 32 erzeugten Gleichstrommagnetfelds
reicht aus, um Körpergewebezellen
des Patienten in diesem Bereich in Präzessionsbewegung zu versetzen.
Die Einheit 32 kann wassergekühlte Wicklungssegmente mit
Kupferdrahtwicklungen (um die Kosten des Systems 22 zu
minimieren) oder hochtemperatursupraleitende Wicklungssegmente enthalten,
die durch eine Quelle von flüssigem Stickstoff
gekühlt
werden, oder Wicklungssegmente mit tieftemperatursupraleitenden
Drahtwicklungen, die durch eine Quelle 34 von flüssigem Helium
auf Temperaturen des flüssigen
Heliums gekühlt
werden.
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Wenn
die Spulen der Einheit 32 tieftemperatursupraleitende Spulen
sind, dann bestehen sie vorzugsweise aus Niobiumtitan- (NbTi) oder
Niobiumzinndraht (Nb3Sn). In Anbetracht
der Beschränkungen,
die durch Stromverbrauch, Kühlwasserversorgung
und verfügbaren
Platz zur Unterbringung der herkömmlichen
Kupferwicklungen festgesetzt werden, liefern derartige supraleitende
Spulen ein stärkeres
Magnetfeld als herkömmliche
wassergekühlte
Kupferwicklungen.
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Wenn
die tieftemperatursupraleitenden Spulen in Einheit 32 zur
Erzeugung des Hauptmagnetfelds des Abbildungssystems 22 verwendet
werden, sind die Spulen der Einheit 32 mit der Quelle 36 vorzugsweise
durch hochtemperatursupraleitende Leitungen 38 verbunden,
die aus handelsüblichen
Materialien bestehen. Die Leitungen 38, die durch eine Quelle 40 für flüssigen Stickstoff
auf einer Supraleitungstemperatur von 77 °K gehalten werden, blockieren
die Wärmeableitung
von der Quelle 36 zu den bei 4,2 °K supraleitenden Spulen der
Einheit 32, so daß die
Spulen der Einheit 32 nicht im Dauerbetrieb arbeiten müssen. Da
die Spulen der Einheit 32 nicht im Dauermodus betrieben
zu werden brauchen, können die
Spulen impulsartig ein- und ausgeschaltet werden, wie dies notwendig
ist, wenn der Strahl der Radiotherapieanlage 20 ein Elektronenstrahl
ist. Wenn der Radiotherapiestrahl der Anlage 20 ein Elektronenstrahl
ist, muß der
Elektronenstrahl gepulst werden, und die Magnetfelder des Abbildungssytems 22 müssen im
Impulsbetrieb abgeschaltet werden, wenn der Elektronenstrahl erzeugt
wird, so daß die
Magnetfelder des Abbildungssystems die Ladungsträger des Elektronenstrahls nicht
ablenken.
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Das
Magnetresonanzabbildungssystem 22 weist außerdem eine
HF-Spule 42 auf, die Protonen im abgebildeten Bereich anregt,
der durch den Radiotherapiestrahl behandelt wird, so daß die Protonen mit
einer Frequenz präzedieren,
die (1) durch die Atome, welche die Protonen enthalten; und (2)
durch die Stärke
der Magnetfelder, in denen sich die Protonen befinden, festgelegt
wird. Die HF-Spule 42 ist entweder eine Spule mit herkömmlicher
Drahtwicklung oder ein Hochtemperatursupraleiter, der auf Temperaturen
von flüssigem
Stickstoff gekühlt
wird, oder ein Tieftemperatursupraleiter, der auf eine Temperatur gekühlt wird,
die derjenigen vom flüssigen
Helium nahe kommt. Die HF-Spule 42 wird durch eine gepulste
HF-Quelle 44 mit HF-Energie versorgt, die Impulse von kurzer
Dauer mit einer Trägerfrequenz
erzeugt, die in Beziehung zur Präzessionsfrequenz
von Protonen in dem abgebildeten und behandelten Bereich steht.
Ein HF-Empfänger 46 spricht
auf HF-Energie von den präzedierenden
Protonen an, die zur Spule 42 zurückgekoppelt wird, nachdem der
Impuls von der Quelle 44 abgeklungen ist. Die Frequenz
der Energie, die durch die Spule 32 zum Empfänger 46 gekoppelt
wird, wird durch die Präzessionsfrequenz von
Protonen in dem Bereich des Patienten, der den Gleichstrommagnetfeldern
des Systems 22 ausgesetzt ist, und durch die Atomarten
in dem Bereich des Patienten, der mit den vom Abbildungssystem 22 herrührenden
Magnetfeldern gekoppelt ist, festgelegt. Durch Verwendung von HF-Anregungsimpulsen aus
der HF-Quelle 44 zur Ausrichtung der Spins und anschließende Verwendung
von verzögerten
Sondenimpulsen zur Überwachung
der zeitabhängigen
Signalamplitude bei den verschiedenen Präzessionsfrequenzen ist es möglich, die
Relaxationszeiten T1 und T2 abzuleiten. Um dies zu bewerkstelligen,
sind von Fachleuten auf dem Gebiet der Magnetresonanzabbildung geeignete
Impulsfolgen entwickelt worden. Zum Beispiel kann ein 180°-Anregungsimpuls
zur Ausrichtung der Spins mit einem anschließenden 90°-Sondenimpuls verwendet werden,
um T1 zu messen, und ein 90°-Anregungsimpuls
zur Ausrichtung der Spins mit einem anschließenden 180°-Sondenimpuls kann zur Überwachung
von T2 benutzt werden. Komplexere Impulsfolgen, die dem Fachmann
bekannt sind, werden benutzt, um die Empfindlichkeit und Genauigkeit
zu verbessern, und diese werden mit bestehenden Signalverarbeitungsverfahren
kombiniert, um ein räumlich
aufgelöstes
Bild zu liefern, wobei die Pixel entsprechend den lokalen Werten
der Relaxationszeiten gewichtet werden. Da die Präzessionsfrequenz
von Protonen in dem abgebildeten und behandelten Bereich und insbesondere die
Werte der Relaxationszeitparameter T1 und T2 durch die Bestrahlungsprodukte
des Radiotherapiestrahls beeinflußt werden, sind die Frequenz
und die zeitabhängige
Amplitude der zur Spule 46 zurückgekoppelten HF-Energie davon abhängig, ob
der Radiotherapiestrahl auf das abgebildete Gewebe auftrifft oder
nicht.
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Der
HF-Empfänger
liefert ein HF-Signal zum Spektrometer und zur Anzeigeeinheit 48.
Das Spektrometer vereinigt vorzugsweise die Fähigkeit zur schnellen Fourier-Analyse
von chemischen Verschiebungsspektren, die in chemischen Kernspinresonanzsystemen
verwendet werden, mit der Fähigkeit zur
Messung von Relaxationszeiten T1 und T2 und der Steuerelektronik
von Gradientenspulen von Magnetresonanzabbildungssystemen, wobei
die Anzeige der dreidimensionale Anzeigetyp ist, der gewöhnlich in
Magnetresonanzabbildungssystemen verwendet wird. Dabei enthält die Spektrometer-
und Anzeigeeinheit 48 ein Computerprogramm für schnelle
Fourier-Transformation zur Bestimmung des Frequenzgehalts der HF-Energie,
die durch die Spule 42 zum Empfänger 46 gekoppelt
wird.
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Da
die Spektrometer- und Anzeigeeinheit 48 ein Programm zur
schnellen Fourier-Transformation und die Fähigkeit zur Messung der Relaxationszeit aufweist,
verwendet das Magnetresonanzabbildungssystem 22 die Analysefähigkeit
des Systems 22 zum Nachweis von Änderungen in den Kernspinresonanz-(NMR-)Spektralparametern
(einschließlich der
Relaxationszeiten), die von dem Bereich gewonnen werden, der durch
den Radiotherapiestrahl der Anlage 20 bestrahlt wird. Charakteristische Änderungen
in den lokalen NMR-Spektralparametern ergeben sich aus den Auswirkungen
der Bestrahlung durch den Radiotherapiestrahl auf das Gewebe in diesem
Bereich. Infolgedessen kann die Spektrometer- und Anzeigeeinheit 48 dreidimensionale
Informationen über
die räumliche
Verteilung des Radiotherapiestrahls von der Anlage 20 auf
Gewebe des Patienten liefern, während
das Gewebe durch den Radiotherapiestrahl behandelt wird. Die dreidimensionale Information
wird von der Anzeige der Einheit 48 abgeleitet und entweder
durch einen Bediener oder automatisch durch einen Computer (nicht
dargestellt) mit Informationen korreliert, die den Ort des gewünschten
Behandlungsbereichs betreffen, z. B. die Lage der Krebszellen im
Patienten. Als Reaktion auf diese Korrelation wird die Position
des Patienten und daher des durch den Radiotherapiestrahl bestrahlten Gewebes
durch den Bediener verschoben, der die Motoren 31, 33 und 35 für die Position
der Behandlungsliege der Anlage 20 steuert, oder durch
ein automatisches Rückkopplungssystem
(nicht dargestellt) zur Steuerung der Liegenposition.
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Grundsätzlich überwacht
die Spektrometer- und Anzeigeeinheit 48 Änderungen
in den kernmagnetischen Resonanzspektralparametern des Magnetresonanzabbildungssystems 22.
Diese Änderungen
der kernmagnetischen Resonanzspektralparameter sprechen direkt auf
die Auswirkungen der Bestrahlung der durch den Radiotherapiestrahl
behandelten Krebszellen an. Diese Information ermöglicht eine
dreidimensionale Korrelation in Echtzeit zwischen der Form, Position
und Intensität
des bestrahlten Volumens und dem Ort des Bereichs, der behandelt
werden soll, d. h. des Bereichs, der die Krebszellen enthält.
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Wenn
die HF-Spule 12 einen Supraleiter enthält, vorzugsweise einen Hochtemperatursupraleiter, der
auf die Temperatur von 77°K
von flüssigem
Stickstoff abgekühlt
wird, dann kann die Feldstärke
des von der Spule der Einheit 32 abgeleiteten Hauptmagnetfeldes
wesentlich verringert werden. Dies ermöglicht eine erhebliche Volumenverkleinerung
der Magnetspule der Einheit 32, um die Nachrüstung der Radiotherapieanlage 20 mit
den Wicklungssegmenten dieser Spuleneinheit zu erleichtern. Vorzugsweise
besteht der in der Spule 42 enthaltene Hochtemperatursupraleiter
aus orientierten Hochtemperatursupraleiterschichten, die man auf
Metallspulen mit geeigneten Pufferschichten oder auf planare Oxid-Einkristallsubstrate
aufwachsen läßt.
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Das
Magnetresonanzabbildungssystem 22 weist außerdem die
Einheit 50 auf, die Gleichstrom-Gradientenspulen für die Koordinatenachsen X', Y' und Z' enthält, die
sich ein wenig von den Koordinatenachsen X, Y und Z für die Liege
der Anlage 20 unterscheiden. Die Achsen X' und Z' liegen in der horizontalen
Ebene, sind aber um 45° gegen
die Achsen X und Z gedreht, während
die vertikalen Achsen Y und Y' übereinstimmen.
Die Gradientenspulen der Einheit 50 werden mit Gleichströmen von
veränderlicher
Amplitude aus der Quelle 52 versorgt, so daß zu verschiedenen
Zeitpunkten die Amplituden der durch die Spulen der Einheit 50 erzeugten
magnetischen Gradientenfelder variieren.
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Die
Gradientenspulen der Einheit 50 werden so montiert, daß der Radiotherapiestrahl
nicht auf sie auftrifft und die Gradientenspulen den durch die Radiotherapieanlage 20 auf
den Patienten eingestrahlten Strahl nicht stören. Zu diesem Zweck sind die
X'- und Z'-Spulen, die senkrecht
zur Achse des auf den Patienten auftreffenden Radiotherapiestrahls
stehen, auf den Spulen der Einheit 32 montiert, wie weiter
unten ausführlich
beschrieben wird. Die Spulen der Einheit 50, die das Magnetfeld
in Richtung der Y'-Achse erzeugen, das
entweder vertikal verläuft
oder sich in der gleichen Richtung wie die Achse des auf den Patienten
auftreffenden Radiotherapiestrahls erstreckt, sind in verschiedenen
Vertikalebenen oder in verschiedenen, zur Strahlachse senkrechten
Ebenen angeordnet und enthalten Öffnungen,
die den Durchgang des Strahls ermöglichen.
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Wenn
die Anlage 20 den Patienten mit einem Radiotherapie-Elektronenstrahl
bestrahlt, wird gleichzeitig mit der Quelle 36, welche
die Spulen der Einheit 32 impulsartig ein- und ausschaltet,
die Quelle 52 impulsartig ein- und ausgeschaltet, so daß die von
den Gradientenspulen abgeleiteten Magnetfelder nicht erzeugt werden,
während
der Elektronenstrahl eingeschaltet ist. Dadurch weisen die durch
die Gradientenspulen der Einheit 50 erzeugten Gradientenmagnetfelder
nicht die Tendenz auf, den gepulsten Radiotherapie-Elektronenstrahl
abzulenken.
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Wenn
die Anlage 20 den Patienten mit einem Röntgentherapiestrahl bestrahlt,
weist das Magnetresonanzabbildungssystem 22 gleichfalls
Gleichstromspulen der Einheit 54 auf; die Spulen der Einheit 54 werden
durch die Quelle 56 mit Gleichstrom versorgt. Die Spulen
der Einheit 54 sind, wie weiter unten beschrieben wird,
so angeordnet, daß sie
Magnetfelder zur Unterdrückung
von magnetischen Streufeldern erzeugen, die von den Spulen der Einheiten 32 und 50 des
Abbildungssystems 22 abgeleitet werden, so daß diese
Streufelder nicht mit der Linearbeschleunigerstruktur der Radiotherapieanlage 20 gekoppelt werden.
Wenn die Radiotherapieanlage 20 ausschließlich zur
Erzeugung eines Elektronenstrahls benutzt wird, sind die Spulen
der Einheit 54 und die Gleichstromquelle 56 nicht
notwendig, da die Magnetfelder von den Einheiten 32 und 50 nicht
eingeschaltet sind, während
der Linearbeschleuniger der Radiotherapieanlage einen gepulsten
Radiotherapie-Elektronenstrahl erzeugt.
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Die
Steuereinrichtung 24, die durch einen Bediener oder in
einem voll automatisierten System automatisch betätigt werden
kann, weist einen Wähler 60,
einen Synchronisator 62 und eine Liegenpositionssteuerung 64 auf.
Der Wähler 60 übermittelt
Signale zur Liegenpositionssteuerung 64, um die X-, Y- und
Z-Achsenantriebsmotoren 31, 33 und 35 für das Patientenaufnahmebett
zu aktivieren, das beweglich auf der Liege der Radiotherapieanlage 20 montiert ist,
so daß diese
Antriebsmotoren in Zeitpunkten eingeschaltet werden, in denen (1)
kein Strahl von der Radiotherapieanlage 20 auf den Patienten
auf der Liege auftrifft; und (2) die Spulen der Einheiten 32 und 50 und
die HF-Spule 42 des Abbildungssystems 22 ausgeschaltet
sind. Zu anderen Zeitpunkten steuert der Wähler 60 den Synchronisator 62,
so daß die Radiotherapiestrahlenquelle 26,
wenn sie einen Elektronenstrahlquelle ist, im Impulsbetrieb eingeschaltet
wird, während
die Gleichstromquellen 36 und 52 im Impulsbetrieb
ausgeschaltet werden, und umgekehrt. Entsprechend wird die gepulste HF-Quelle 44 durch
den Synchronisator 62 so gesteuert, daß sie ausgeschaltet ist, während von
der Quelle 26 einen Elektronenstrahl erzeugt wird.
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Nachstehend
wird auf die 2 und 3 der Zeichnungen
Bezug genommen, in denen dargestellt ist, daß die Radiotherapieanlage 20 ein
Gehäuse 100 (das
die Radiotherapiestrahlenquelle 26 aufnimmt) und eine Behandlungsliege 102 aufweist,
auf die der Patient P gelegt wird. Im Körper des Patienten P existiert
ein Krebsgewebebereich R, der durch den aus der Radiotherapiestrahlenquelle
der Anlage 20 abgeleiteten Radiotherapiestrahl 104 bestrahlt
wird. Das Gehäuse 100 schließt ein am
Boden montiertes aufrechtes Fach 106, einen am Boden montierten Sockel 108 und
ein Portal 110 ein, das aus einer vertikal verlaufenden
Schulter 112 besteht, an der ein horizontal verlaufender
Arm 114 fest montiert ist. Das Portal 110 wird
durch den Portalantriebsmotor 28, der in dem aufrechten
Fach 106 fest montiert ist, um die horizontale Achse 116 gedreht.
Der Portalarm 114 trägt
einen Linearbeschleuniger 118 und eine damit verbundene
Elektronenoptik, die einen Krümmungs- bzw.
Ablenkmagneten 120 aufweist, der einen durch den Linearbeschleuniger
erzeugten energiereichen Elektronenstrahl ablenkt. Der Elektronenstrahl
bereitet sich im Beschleuniger 118 in horizontaler Richtung
parallel zur Achse 116 aus und wird durch die Elektronenoptik
des Beschleunigers 118 entlang der Strahlachse 122 abgelenkt,
die im rechten Winkel zur Achse 116 steht. In einigen Radiotherapieanlagen
ist der Radiotherapiestrahl 104 ein Elektronenstrahl, während in
anderen Radiotherapieanlagen der Radiotherapiestrahl aus Röntgenphotonen
besteht. Im letzteren Fall wird im Weg des Elektronenstrahls, der von
dem Linearbeschleuniger und der Elektronenoptik einschließlich des
Ablenkmagneten 120 herrührt, ein
Röntgentarget 124 angeordnet.
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Die
Elektronenoptik für
den durch den Linearbeschleuniger 118 erzeugten Strahl
und die Röntgenoptik
für den
vom Röntentarget 124 abgeleiteten Strahl
sind so beschaffen, daß der
Radiotherapiestrahl 104 auf den Bereich R des Patienten
P im Isozentrum der Radiotherapieanlage fokussiert wird, wo sich
das zu behandelnde Krebsgewebe befindet. Der Bereich R, d. h. der
durch den Radiotherapiestrahl 104 zu behandelnde Bereich,
liegt am Schnittpunkt der Achsen 116 und 122.
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Um
die Positionierung des Bereichs R am Schnittpunkt der Achsen 116 und 122 zu
unterstützen,
weist die Behandlungsliege 102 eine fest am Boden montierte
Plattform 126 auf, die X-Achsen-, Y-Achsenund Z-Achsen-Motoren 31, 33 und 35 zum Verschieben
des Patientenauflagebetts 128 in drei zueinander senkrechten
Richtungen trägt,
so daß das
Bett 128 in der horizontalen Ebene in Richtung der X- und
der Z-Achsen und
in vertikaler Richtung entlang der Y-Koordinatenachse bewegt wird.
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Die
weiter oben beschriebene Radiotherapieanlage 20 ist eine
herkömmliche
Anlage. Bei der vorliegenden Erfindung, die das Magnetresonanzabbildungssystem 22 in
Kombination mit der Anlage 20 enthält, werden magnetische Streufelder,
die durch den Linearbeschleuniger 118 und den Krümmungsmagneten 120 erzeugt
werden, vorzugsweise von Magnetfeldern des Magnetresonanzabbildungssystems
entkoppelt. Zu diesem Zweck ist der Linearbeschleuniger 118 von
Gleichstrom-Streufeldunterdrückungsspulen 30 umgeben.
Vorzugsweise weisen die Gleichstromspulen 30 eine Unterdrückungsspule 130 von
annähernder
Solenoidform auf, die den Beschleuniger 118 umgibt, und
eine Unterdrückungsspule 133,
die den Krümmungsmagneten 120 umgibt.
Die Solenoidspule 130 umgibt ihrerseits eine Eisenhülse 131,
die an gegenüberliegenden
Enden angeordnete Abschlußkappen 132 aufweist,
zwischen denen sich eine Eisenröhre 134 erstreckt.
Dadurch entsteht ein magnetischer Rückschlußweg für den größten Teil des Streufeldes von
der fokussierenden Magnetspule des Beschleunigers 118,
und der in der Unterdrückungsspule 130 erforderliche
Strom wird vermindert. Eine der Abschlußkappen 132 weist
eine zentrale Öffnung
auf, durch die elektrische Zuleitungen zur Stromversorgung des Linearbeschleunigers 118 hindurchgehen.
Die Röhre 134 weist
eine auf die Achse 122 ausgerichtete Öffnung auf; die Öffnung in der
Röhre 134 hat
einen Durchmesser, der ausreicht, um den vom Beschleuniger 118 herrührenden
Elektronenstrahl ungehindert aus dem Streufeldunterdrückungssystem
für den
Beschleuniger austreten zu lassen. Weitere Öffnungen sind in den Abschlußkappen 132 und
der Röhre 134 für Wellenleiter,
elektrische Zuleitungen und Kühlmittel
vorgesehen.
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In
der Ausführungsform
der 2 und 3 sind die Gleichstrom-Haupterregerspuleneinheit 32, die
HF-Spule 42, die Gradientenspulen 50 und die Streufeldunterdrückungsspulen 54 durch
Streben (nicht darstellt) fest an dem Sockel 108 oder dem
Boden montiert, der den Sockel trägt, so daß die Bewegung dieser Spulen
von der Drehung des Linearbeschleunigers 118 um die Achse 116 unabhängig ist. Die
Gleichstrom-Haupterregerspule 32 trägt vorzugsweise die HF-Spule 42,
die Gradientenspulen 50 und die Streufeldunterdrückungsspulen 54.
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Die
Haupterregerspule 32 enthält zwei vertikal verlaufende,
horizontal voneinander beabstandete Wicklungssegmente 136 und 138,
die jeweils eine zentrale Öffnung 137 aufweisen,
die im allgemeinen in Richtung der Achse 116 ausgerichtet
ist. Die Spulensegmente 136 und 138 umgeben den
Patienten P und das Bett 128. Die Spulensegmente 136 und 138 erzeugen
horizontal verlaufende Gleichstrom-Hauptmagnetfeldlinien 140,
die im allgemeinen senkrecht zur Achse 122 des Radiotherapiestrahls
gerichtet sind und durch den Behandlungsbereich R des Patienten
P verlaufen. Die Spulensegmente 136 und 138 sind
voneinander beabstandet, so daß der
Bereich R dazwischenliegt. Der Strahl 104 verläuft so zwischen den
Spulensegmenten 136 und 138, daß der Radiotherapiestrahl
keinen Teil der Spulen 32, der HF-Spule 42, der
Gradientenspulen 50 oder der Streufeldunterdrückungsspulen 54 schneidet.
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Für diese
Zwecke sind, wie in 8 dargestellt, die Gleichstrom-Gradientenspulen 142, 143 für die X-Achse
an zwei diagonal gegenüberliegenden Ecken
der Gleichstrom-Erregerspulensegmente 136 und 138 angeordnet
und werden durch diese Ecken getragen, und die Gleichstrom-Gradientenspulen 144, 145 für die Z'-Achse sind an den übrigen zwei
diagonal gegenüberliegenden
Ecken der Segmente 136 und 138 angeordnet und
werden von ihnen getragen. Die Spulen 142–145 sind
an den Mittelabschnitten der Spulensegmente 136 und 138 in
Höhe des
Betts 128 montiert, um im Bereich R horizontal gerichtete
Gleichstrom-Gradientenfeldlinien zu erzeugen, die senkrecht zueinander
gerichtet sind. Die Gleichstrom-Gradientenspulen 146, 147 für die Y'-Achse sind an oberen
und unteren Kanten der Spulensegmente 136 und 138 angeordnet,
um vertikal gerichtete Magnetfeldlinien zu erzeugen, die durch den
Bereich R hindurchgehen. Die HF-Spule 42 ist innerhalb
und an den Spulen 142–145 fest montiert,
um ein HF-Feld an den Bereich R anzulegen und auf ein HF-Feld zu
reagieren, das vom Bereich R darauf zurückgekoppelt wird, nachdem das angelegte
HF-Feld abgeklungen ist.
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Um
das durch die Spulensegmente 136 und 138 erzeugte
Streufeld zu unterdrücken
und dadurch die Magnetfeldlinien 140 auf den Bereich zwischen den
Spulensegmenten zu beschränken,
so daß das Streufeld
keine Auswirkung auf den Magnetfeld-Linearbeschleuniger 118 hat,
sind Gleichfeldunterdrückungsspulen 54 als
ein Paar segmentierter Spulenwicklungen 154 und 156 ausgebildet,
wie in 10 dargestellt. Die Segmente 154 bzw. 156 werden
von den Spulensegmenten 136 bzw. 138 getragen
und sind außerhalb
dieser Segmente angeordnet und weisen zentrale Öffnungen mit Innendurchmessern auf,
die etwas kleiner als die Innendurchmesser der Spulensegmente 136 und 138 sind.
Die Spulensegmente 152 und 154 haben Außendurchmesser,
die etwas größer als
die Außendurchmesser
der Spulensegmente 136 und 138 sind. Die Spulensegmente 152 und 154 erzeugen
Magnetfelder, die entgegengesetzt zu den Streufeldern der Wicklungssegmente 136 und 138 gerichtet
sind und im wesentlichen die gleiche Stärke haben, um die gewünschte Unterdrückung zu
liefern; dieses Ergebnis wird durch geeignete Gleichstromerregungs-
und Wicklungsanordnungen der Spulensegmente 152 und 154 erreicht.
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Nachstehend
wird Bezug auf die 4 und 5 der Zeichnungen
genommen, in denen die Gleichstrom-Erregerspuleneinheit 32,
die HF-Spule 42, die Gradientenspulen 50 und die
Streufeldunterdrückungsspulen 54 im
wesentlichen ebenso konfiguriert sind, wie in den 2, 3 dargestellt.
In der Ausführungsform
gemäß den 4 und 5 werden
jedoch die Spuleneinheit 32, die HF-Spule 42,
die Gradientenspulen 50 und die Streufeldunterdrückungsspulen 54 durch
das Portal 110 getragen und sind fest daran befestigt,
so daß sich
alle diese Spulen um die Achse 116 drehen. Um die Zeichnung zu
vereinfachen, sind in den 4 und 5 nur
geteilte Wicklungssegmente 160 und 162 der Spuleneinheit 32 dargestellt,
wobei es sich versteht, daß die HF-Spule 42,
die Gradientenspulen 50 und die Streufeldunterdrückungsspulen 54 in
der Ausführungsform gemäß den 4 und 5 grundsätzlich ebenso konfiguriert
sind wie in der Ausführungsform
gemäß den 2, 3.
Die Wicklungssegmente 160 und 162 sind durch Streben 164 fest
mit dem Portal 110 verbunden und voneinander beabstandet,
so daß der Patient
P und das Bett 128 dazwischen liegen.
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Jedes
der Spulensegmente 160 und 162 weist eine zentrale Öffnung 166 mit
einer gemeinsamen Achse 164 auf, die im wesentlichen mit
der Achse 122 des Radiotherapiestrahls 104 übereinstimmt und
durch den Bereich R hindurchgeht. Die Wicklungssegmente 160 und 162 sind
so gewickelt und werden so eingeschaltet, daß Gleichstrom-Hauptmagnetfeldlinien 168,
die zwischen den Spulensegmenten verlaufen, im allgemeinen in Ebenen
parallel zur den Achsen 122 und 164 liegen.
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Die
Wicklungssegmente 160 und 162 der Spuleneinheit 32 sowie
die HF-Spule, 42, die Gradientenspulen 50 und
die Streufeldunterdrückungsspulen 54 sind
so angeordnet, daß der
Strahl 104 auf keine dieser Spulen oder Wicklungssegmente
auftrifft. Wegen der weitgehenden Übereinstimmung zwischen der
Achse 164 der Öffnungen 166 der
Wicklungssegmente 160 und 162 und der Achse 122 des Radiotherapiestrahls
weisen die Segmente der Erregerwicklung der Ausführungsform gemäß den 4 und 5 eine
kleinere zentrale Öffnung
auf als die zentrale Öffnung
der Wicklungssegmente in den Ausführungsformen gemäß den 2 und 3.
Als Ergebnis der kleineren zentralen Öffnungen in den Ausführungsformen
gemäß den 4 und 5 wird
für Wicklungssegmente
mit gleicher Größe und gleichen anderen
Eigenschaften von den Wicklungssegmenten 160, 162 eine
höhere
Gleichstrom-Abbildungsmagnetfeldstärke an den
Bereich R angelegt als durch die Wicklungssegmente 136, 138.
Die Ausführungsform
gemäß den 4 und 5 ermöglicht außerdem,
daß ein
Bediener einen besseren physischen Zugang zum Patienten P hat als
bei der Konfiguration gemäß den 2 und 3.
Ferner ist die Ausführungsform
der 4 und 5 weniger einschränkend für den Patienten,
um die psychologische Belastung des Patienten zu vermindern.
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Gemäß einer
weiteren Ausführungsform,
wie in den 6 und 7 dargestellt,
weist die Gleichstrom-Erregerspule 32 voneinander beabstandete pfannkuchenförmige Wicklungssegmente 170 und 172 auf.
Die Segmente 170 und 172 verlaufen parallel zueinander
und sind ausreichend voneinander beabstandet, damit das Bett 128 und
der Patient P dazwischen passen. Die Wicklungssegmente 170 und 172 und
die Kompensationsspulen 154 sind so angeordnet, daß ihre gemeinsame
Drehsymmetrieachse 178 sowohl zur Achse 122 des
Radiotherapiestrahls als auch zur Portalachse 116, um die
sich der Linearbeschleuniger 118 dreht, senkrecht ist.
Infolgedessen geht der Strahl 104 ohne Hindernis zwischen
den Wicklungssegmenten 170 und 172 hindurch und macht
eine zentrale Öffnung
in den Wicklungssegmenten überflüssig. (In
den 6 und 7 sind nur die Wicklungssegmente 170 und 172 der
Spuleneinheit 32 dargestellt, aber die HF-Spule 42,
die Gradientenspulen 50 und die Streufeldunterdrückungsspulen 54 sind
fest an der Spuleneinheit 32 montiert, wie weiter oben
in Verbindung mit den 2 und 3 beschrieben.)
Die Wicklungssegmente 170 und 172 und die von
ihnen getragenen Spulen sind durch Streben 174 fest am
Portal 110 montiert.
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Die
Spulenwicklungssegmente 170, 172 erzeugen Gleichstrom-Hauptmagnetfeldlinien 176,
die senkrecht zur Achse 122 das Radiotherapiestrahls verlaufen.
Da in den Wicklungssegmenten 170, 172 keine zentrale Öffnung vorhanden
ist, ist die Feldstärke
des durch die Wicklungssegmente 170, 172 erzeugten
Gleichstrom-Hauptmagnetfeldes für
gleiche Eigenschaften aller drei Wicklungssegmentgruppen größer als
die Gleichstrom-Hauptmagnetfeldstärken, die durch die Wicklungssegmente 136, 138 oder 160, 162 in
den Ausführungsformen
der 2 und 3 oder der 4 und 5 erzeugt
werden.
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Alle
Wicklungssegmente 170, 172, die HF-Spule 42,
die Gradientenspulen 50 und die Streufeldunterdrückungsspulen 54 sind
in jeder der Ausführungsformen
gemäß den 2 und 3, 4 und 5 und
den 6 und 7 so angeordnet, daß der Radiotherapiestrahl 104 auf
keinen Teil der Spulen auftrifft. Wenn der Radiotherapiestrahl auf
irgendwelche Abschnitte der Spulen auftreffen würde, dann würden sekundäre Röntgenstrahlen mit schädlichen
Auswirkungen auf den Patienten P erzeugt. Außerdem wäre dies eine unproduktive Vergeudung der
Radiotherapiestrahlenergie an den getroffenen Spulenteilen.
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In
den Ausführungsformen
der 4 und 5 und 6 und 7,
in denen die Spulen am Portal 110 montiert sind, so daß sich die
Spulen zusammen mit dem Portal um die Achse 116 drehen, kann
die Winkelstellung der Spulen 32 jederzeit bestimmt werden.
Dieses Ergebnis wird durch Überwachung
der Winkelstellung des Portals 110 erzielt, indem ein herkömmlicher
Winkelstellungsdetektor (nicht dargestellt) an dem um die Achse 116 rotierenden
Portal montiert wird. Der Winkelstellungsdetektor für das Portal 100 liefert
ein Signal, das die Winkelstellung des Portals anzeigt, an die Spektrometer- und
Anzeigeeinheit 48. Die Einheit 48 reagiert auf das
Signal, das die Winkelstellung des Portals anzeigt, indem sie Veränderungen
des durch die Spule 32 erzeugten Magnetfeldes ausgleicht,
während
die Spule um die Achse 116 in andere Winkelstellungen gedreht
wird.
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Ein
mögliches
Problem bei der Ausführungsform
gemäß den 6 und 7 ist,
daß es
für den Patienten
P schwierig ist, zwischen den beabstandeten Wicklungssegmenten 170 und 172 auf
das Bett 128 und vom Bett herunter zu gelangen. Um dieses Problem
zu lösen,
werden die Wicklungssegmente 170 und 172 physikalisch
so montiert, wie in der Draufsicht von 9 dargestellt,
in der die Strebe 174, die das Wicklungssegment 170 trägt, so montiert
wird, daß die
Strebe und das Wicklungssegment selektiv um die vertikale Achse 180 gedreht
werden können.
Zu diesem Zweck weist das Portal 110 eine Schulter 182 auf, an
der ein Blatt des Scharniers 184 fest montiert ist. Das
andere Blatt des Scharniers 184 wird fest an der Strebe 174 montiert,
die das Wicklungssegment 170 trägt. Wenn im normalen Betrieb den
Wicklungssegmenten 170, 172 Strom zugeführt wird,
wird das Scharnier 184 durch eine Arretiervorrichtung 186 festgehalten.
Bevor die Behandlung des Patienten P durch den Strahl 104 beginnt,
oder wenn die Behandlung beendet ist, wird die Arretiervorrichtung 186 gelöst, und
das Wicklungssegment 170 wird aufgeklappt, so daß sich der
Patient P zum Bett 128 und vom Bett weg bewegen kann.
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Das
Wicklungssegment 172, das jederzeit in einer festen Position
am Portal 110 gehalten wird, trägt sowohl die Y'-Achsen-Gradientenspulen 186, 187 der
Einheit 50 als auch die X'- und Z'-Achsen-Gradientenspulen der Einheit 50;
die anderen beiden X'-
und Z'-Achsen-Gradientenspulen 183 und 185 werden
auf eine Weise, die weiter oben in Verbindung mit 8 beschrieben
wurde, vom Wicklungssegment 170 getragen.
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Das
Problem des Patienten P, in einem beschränkten, magnetisch abgeschirmten
Behandlungsgehäuse
zum Patientenbett der Radiotherapieanlage 20 und davon
weg zu gelangen, das durch eine Schließstellung zwischen dem Gehäuse und den
Wicklungssegmenten der Spuleneinheit 32 entsteht, kann
durch die in den 11 und 12 dargestellte
Vorrichtung gelöst
werden. In der Vorrichtung gemäß den 11 und 12 gelangt
der Patient P auf das Bett 188 in einer von der Radiotherapieanlage 20 entfernten
Stellung. Die Spulen 32, 42, 50 und 52 des
Magnetresonanzabbildungssystems 88 werden vom Bett 188 getragen.
Nachdem der Patient P in der entfernten Stellung auf das Bett 188 gelegt
wird, wird das Bett in Position gerollt, so daß der gewünschte Behandlungsbereich R
entlang der Achse 122 der Radiotherapieanlage 20 positioniert
wird. Das Bett wird aus einer vorbereitenden Montageposition des
Betts in die Behandlungsposition im Isozentrum der Anlage 20 und
des Systems 22 gerollt. Um die Bettposition und damit die
Position des Patienten P bezüglich
der Achse 122 des Radiotherapiestrahls und der Drehachse 116 des
Portals genau zu steuern, wird das Bett auf nichtmagnetischen Schienen 190 gerollt.
Wenn das Bett 188 in die richtige Stellung gerollt worden
ist, wird das Bett an dem festen Sockel 108 der Anlage 20 arretiert.
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Die
elektrischen und mechanischen Verbindungen werden zwischen dem Sockel 108 und
dem Joch 192 am Kopf des Betts 188 hergestellt.
Die mechanischen Verbindungen arretieren das Bett 188 am Sockel 108,
und die elektrischen Verbindungen liefern Strom von den Stromversorgungen
im Gehäuse 100 zu
den Spulen 32, 42, 50, 52 und
Signale von den Signalquellen im Gehäuse 100 zu den Motoren 31, 33 und 35 sowie
der Spule 42. Die Stromversorgung für die Abbildung und Behandlung
wird durch einen Bediener eingeschaltet, nachdem der Bereich R am
Schnittpunkt der Achsen 116 und 122 positioniert
worden ist, indem der Bediener die Motoren 31, 33 und 35 einschaltet.
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Zwischen
einer Enzelposition außerhalb
der Radiotherapiebehandlungsanlage 20 und einer Einzelbehandlungsanlage
kann eine einzelne Patientenliege 188 hin und herfahren,
oder mehrere solche Liegen 188 können zwischen mehreren Außenstationen
und einer Einzelbehandlungsanlage hin und herfahren, wie in 12 dargestellt.
Die Verwendung mehrerer Außenpositionen
und mehrerer Patientenliegen hat den Vorteil, daß sie eine längere nutzbare Einsatzdauer
der Behandlungsanlage zuläßt, d. h.
einen größeren Arbeitszyklus.
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Obwohl
verschiedene konkrete Ausführungsformen
der Erfindung beschrieben und dargestellt worden sind, wird klar
sein, daß Veränderungen an
den Details der konkret dargestellten und beschriebenen Ausführungsformen
vorgenommen werden können,
ohne vom Umfang der Erfindung abzuweichen, wie er in den beigefügten Patentanschriften definiert
ist.