Beschreibung

Vorrichtung zur räumlichen Lokalisation eines bewegbaren Körperteils

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur räumlichen Lokalisation eines bewegbaren Körperteils nach dem Oberbegriff des Anspruches 1.

Bei einer Bestrahlungstherapie eines Tumors mittels z.B. einer Gamma- oder eine Protonenbestrahlung oder bei einer Abbildung eines Tumors im Inneren des Körpers eines Wesens existieren zahlreiche Methoden oder Vorrichtungen, bei welchen es angestrebt wird, eine möglichst genaue und reproduzierbare dreidi- mensionale Lokalisation des Tumors oder allgemeiner eines bewegbaren Körperteils zu gewährleisten. Einige Methoden („in- vivo"-Abbildungsmethoden z.B. mittels einer Radiographie mit X- Strahlung) sind aber als schädliche („invasive") Methoden eingestuft und sollten dadurch nur in eingeschränkter Weise ver- wendet werden. Auch weniger schädliche „in-vivo ^v -Methoden, wie z.B. eine Abbildungsmethode mittels magnetischer Resonanz, bleiben zusätzlich zu ihrer Komplexität, ihrem Aufwand und ihren Kosten mit und gleichzeitig zu einer Bestrahlungsbehandlung schwer kombinierbar. Andere Methoden („ex-vivo") nutzen (z.B. optisch) detektierbare Merkmale/Markierungen, welche an der „O- berfläche" eines Patienten relativ zu einem bekannten Koordinatensystem anbringbar/eintragbar und erkennbar sind. Jedoch leiden diese Methoden an Genauigkeit und sowieso an Reproduzierbarkeit, weil physiologische änderungen des Patienten (z.B. Ge- wichtabnahme) oder unvermeidliche (am schlimmsten unerwartete) Bewegungen (z.B. durch den Atem, durch ein Zittern, etc.) während Behandlungen bzw. Neupositionierungen des Patienten/Körperteilen zwischen Behandlungen auftreten. Es existieren ferner Verfahren/Vorrichtungen zur Festhaltung des Patienten oder eines Körperteils an z.B. einem Liegetisch bei der Be-

Strahlungstherapie oder Messeinrichtungen des Atems, jedoch verringern diese Lösungen einerseits den „Komfort" des Patienten bzw. ermöglichen keine 100%-genaue räumliche Festlegung/Lokalisation eines Tumors in einem bekannten Koordinaten- System.

Neulich konnte jedoch ein Tumor innerhalb eines kleinen Tiers (Maus) mittels einer der Maus extern angeordneten CCD-Kamera abgebildet werden. Dabei wurde in eine Blutbahn der Maus ein Fluorophor (Hematoporphyrin) injiziert, welcher aufgrund einer

Tumoraffinität sich selektiv in Tumoren akkumulieren kann. Dazu wird Licht aus einer extrinsischen (d.h. außerhalb der Maus angeordneten) Lichtquelle im rot/infrarot-spektralen Wellenlängenbereich die Maus oder zumindest einen den Tumor umfassenden Teil der Maus beleuchtet. Dadurch, dass das emittierte Licht Weichteile der Maus bis zur Stelle des Fluorophors eindringen kann und dass der Fluorophor dementsprechend dosiert wurde, konnte ein aus dem erregten Fluorophor „Auto-Fluoreszenz- Emission^-Lichtsignal als Rückstrahlung- bzw. -Streuung von der CCD-Kamera rückgewonnen und gemessen werden. Damit ist es möglich geworden, ein „in-vivo ^v -Intensitätsbild des Tumors mit sehr geringen bzw. keinen Schadengefahren zu realisieren. Je nach den Merkmalen des Bildes des Tumors oder durch Verwendung von geeigneten Filtern können daher Aussagen über die Form oder den Typ der ungesunden Zellen gemacht werden. Eine derartige

Methode ist ausfürlicher beschrieben in der Literaturstelle: L. Celentano, P. Laccetti, R. Liuzzi, G. Mettivier, M. C. Montesi, M. Autiero, P. Riccio, G. Roberti, P. Russo, Member, IEEE, and M. Salvatore, „Preliminary Tests of a Prototype System for Op- tical and Radionuclide Imaging in Small Animals", IEEE

TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCE, VOL. 50, Nr. 5, OCTOBER 2003, Seiten 1693-1701. Diese attraktive, da nicht hoch schädliche „in vivo"-Sichtmethode eignet sich sehr gut für kleine Tiere, jedoch dabei werden auch keine Hinweise über eine genaue, räum- liehe (z.B. metrische) Lokalisation eines bewegenden Tumors ge-

geben, da das aktuelle Verfahren ein reines zweidimensionales „Planar-Imaging" von auto-fluoreszierenden Tumoren erlaubt.

Der Erfindung liegt eine Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung zur genauen räumlichen Lokalisation eines bewegbaren Körperteils (Tumor, Karzinom, etc) eines lebenden Wesens (d.h. auch eines menschlichen Patienten) anzugeben.

Ferner sollte die Vorrichtung derart konzipiert werden, dass eine potentielle Gefahr mit belastenden (= invasiven) Strahlungen des Patienten vermieden wird. Ebenfalls sollte die Vorrichtung gleichzeitig während einer Bestrahlungstherapie eines Patienten z.B. zur Zerstörung eines Tumors oder eines Karzinoms möglichst in Echtzeit und dreidimensional ,,in-vivo" lokalisie- ren können.

Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale des Anspruches 1 gelöst.

Es wird eine Vorrichtung zur räumlichen (ein-, zwei oder dreidimensionalen) Lokalisation eines bewegbaren Körperteils vorgeschlagen, bei welcher der Körperteil (z.B. ein Tumor) sich innerhalb eines Bewegungsvolumens an der Oberfläche bis auch in Innerem eines lebenden Wesens (z.B. eines Menschen) befindet. Die erfindungsgemässe Vorrichtung weist folgende Komponenten auf:

- mindestens eine optische Aufnahmevorrichtung, welche außerhalb des Wesens angeordnet ist,

- mindestens ein dosierbarer Fluorophor, welcher im Bereich des Körperteils einbringbar ist,

- eine extrinsische Strahlungsquelle, welche außerhalb des Wesens angeordnet ist und aus welcher sich eine Strahlung in Richtung des Bewegungsvolumens ausbreitet, wodurch eine spektralen Erregung des Fluorophors stattfindet, indem eine vom FIu- orophor emittierte Welle erzeugt ist und bei mindestens einer

von der optischen Aufnahmevorrichtung messbaren Wellenlänge ermittelbar ist,

- die optische Aufnahmevorrichtung mindestens eine optische Achse aufweist, welche in Richtung des Körperteils und dessen Bewegungsvolumens orientierbar ist,

- die optische Aufnahmevorrichtung mindestens einen zu der optischen Achse senkrechten optisch-elektrischen Wandler aufweist, welcher ein Ausgangsignal abgibt, aus welchem ein Abstand zwischen dem Fluorophor und einem Referenzpunkt ermittel- bar ist. Der Referenzpunkt kann auf Wunsch in einem absoluten räumlichen Koordinatensystem gewählt werden. Als bevorzugter Referenzpunkt kann ein bekanntes „Isozentrum" einer nebengeordneten, therapeutischen Bestrahlungsanlage genommen werden. Der Referenzpunkt kann auch z.B. einen einzelnen Schnittpunkt auf der optischen Achse innerhalb von dem Bewegungsvolum bilden.

Die erfindungsgemässe Vorrichtung eignet sich sehr gut für unterschiedliche, ein-, zwei-, dreidimensionale Lokalisationsgra- den, je nach dem u.a. wie viele optisch-elektrische Wandler eingesetzt werden. Dieser Aspekt wir ausführlicher im Folgenden beschrieben.

Im Allgemeinen lässt sich die Erfindung mit mehreren, interessanten Ausführungen realisieren, bei welchen: - der optisch-elektrische Wandler der optischen Aufnahmevorrichtung eine Fotodiode oder eine Gruppe von nebengeordneten Fotodioden oder Pixeln, wie vorzugsweise in einer Kamera, ist,

- die optische Achse der Fotodiode oder der Kamera bewegbar ist, vorzugsweise mittels einer Schwenkung oder einer Drehung, derart dass die dadurch gebildeten, optischen Achsen einen positiven Winkel miteinander bilden und einen einzelnen Schnittpunkt im Bewegungsvolumen bilden.

Oder: - die optische Aufnahmevorrichtung mehrere Fotodioden oder mehrere Kameras mit integrierten, (z.B. ebenförmig auf einem

„Chip") nebengeordneten optisch-elektrischen Wandlern aufweist, deren optische Achsen einen positiven Winkel miteinander bilden und einen einzelnen Schnittpunkt (= ein Ist-Isozentrum) im Bewegungsvolumen bilden.

Dadurch, dass das Ist-Isozentrum sich mit der Bewegung des Körperteils bewegbar ist, ändert sich das Ausgangsignal (oder die Ausgangsignale) aus der optischen Aufnahmevorrichtung. Die dadurch gebildeten und ermittelten Abweichungen des Ausgangsig- nals ermöglichen daher mit hoher Genauigkeit eine räumlich dynamische Verfolgung des Körperteils (= des Fluorophors) , welche relativ zum Referenzpunkt (z.B. einem Soll-Isozentrum einer Bestrahlungsanlage) erfolgt. Anschließend wird angestrebt, neu entstandene Abweichungen relativ zu einem bisher lokalisierten Ist-Isozentrum dauerhaft zu ermitteln (und sie ggf. durch ein getriggertes Positionierungsmittel zu kompensieren und das Ist- Isozentrum aus dem detektieten Fluorophor als nächstem Soll- Isozentrum dauerhaft bekannt zu halten) , so dass der Körperteil mit der optischen Aufnahmevorrichtung immer detektierbar bleibt.

Dabei können u.a. und beispielsweise zwei Messsignale aus einer vom Fluorophor rückstrahlenden Fluoreszenz ermittelt werden, welche über zwei, miteinander schräg geordneten Richtungen auf- genommen werden. Dadurch dass beide Richtungen in einem bekannten räumlichen Koordinatensystem bekannt sind, können aus beiden Messsignalen (welche z.B. über eine Laufzeitmessung oder über eine Aufnahme eines zweidimensionalen, digitalisierten Intensitätsbildes der rückgestreuerten Fluoreszenz) räumliche, zwei- bzw. dreidimensionale Koordinaten der Lage des Fluorophors genau ermittelt werden.

Am geeigneten liegt eine kollimierende Strahlungsrichtung der extrinsischen Lichtquelle mittig zwischen den Richtungen von optischen Achsen der optischen Aufnahmevorrichtung. Weitere

Lichtstrahlungen für die extrinsische Lichtquelle können auch

verwendet werden, wie z.B. eine ringförmige Beleuchtung, welche über dem zu messenden Bereich liegt. Es können selbstverständlich mehr als eine Lichtquelle oder mehr als zwei optische Achsen für die optische Aufnahmevorrichtung verwendet werden. Da- mit wird die Genauigkeit oder die Geschwindigkeit erhöht, und es können mögliche lichtabsorbierende Stellen stärker abgelichtet werden, insbesondere um einen im Körper tief gelegten Tumor zu erreichen . Die erfindungsgemäße Vorrichtung kann in Echtzeit funktionieren und 3D-Koordinaten eines Tumors blitzartig geben, z.B. über 50 Aufnahme pro Sekunde. Diese Maß ist abhängig von der verwendeten Technologie der optischen Aufnahmevorrichtung und von der Lichtmenge der rückstrahlenden Fluoreszenz (hängt daher von der Dosierung des Fluorophors sowie dem Wirkungsgrad der extrinsischen Lichtquelle) . Sollten die aufgenom- men Messsignale zu schwach sein bzw. zu hohe Signal-Rausch-

Abstände aufweisen, können mehrere, zeitlich getrennte Messsignale an jeder optischen Achse durchgeführt werden, welche einfach intensitätsmässig statitisch bzw. gemittelt addiert werden. Damit mittein sich auch vom Vorteil die Rausch-Werten der aufgenommen Bildern, allerdings auf Kosten der Aufnahmegeschwindigkeit. Andere an die optische Aufnahmevorrichtung rückgestrahlte, fluoreszierende Signalwellenlängen als diejenigen des Fluorophors werden ebenfalls optisch gefiltert. Idealerweise weist die Rückstrahlung des Fluorophors zumindest eine WeI- lenlänge außerhalb des spektralen Bereiches der extrinsichen

Lichtquelle auf, damit kein unerwünschtes Licht der Lichtquelle jedoch nur das einzige, vom Fluorophor emittierte und ferner filterbare Licht auf der optischen Aufnahmevorrichtung aufgenommen wird. Es wird ebenfalls aus Interferenzgründen vermie- den, dass ein Komponent (Lichtquelle, optische Achse der optischen Aufnahmevorrichtung) der erfindungsgemäßen Vorrichtung im oder entlang von einem/den Strahlgang oder -gangen einer Bestrahlungsanlage (mit z.B. Gamma- oder Protonenstrahlung) stehen. Im Gegensatz werden die Komponenten am weitesten der the- rapeutischen Strahlung positioniert.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen dargelegt.

Anschließend wird die Erfindung in einem Ausführungsbeispiel anhand der Zeichnung erläutert.

Dabei zeigt:

FIG 1 eine erste erfindungsgemäße Vorrichtung in einer radiotherapeutischen Bestrahlungsanlage,

FIG 2 eine zweite erfindungsgemäße Vorrichtung mit drei

Photodioden, FIG 3 eine dritte, mit mehreren Photodioden erweiterte erfindungsgemäße, FIG 4 eine vierte erfindungsgemäße Vorrichtung mit einer Kamera,

FIG 5 eine fünfte erfindungsgemäße Vorrichtung mit zwei Kameras.

Figur 1 stellt eine Bestrahlungsanlage BA wie ein Linearbeschleuniger dar, deren mindestens ein Strahlausgang RAY bzw. - achse einen zu vernichtenden Tumor TUl, TU2 (z.B. im Brust- o- der Lungenbereich, jedoch könnten die Extremum-Positionen TUl, TU2 des Tumors an einer anderen Lage des Körpers sein) eines auf einem Tisch T liegenden Menschen (nicht dargestellt) zielt. Durch Atem oder unerwartete Bewegungen des Menschen bewegt sich unvermeidlich der Tumor relativ zum vorgeplanten Strahlungsort (= Isozentrum) im Körper, d.h. es wird bildet ein Bewegungsvolumen gebildet, welches durch die Extremum-Positionen TUl, TU2 des Tumors begrenzt ist. Vor der Bestrahlungstherapie ist es üblich, z.B. eine Computertomographie im Brust- oder Lungenbereich durchzuführen, so dass anschließend eine Neupositionierung der erfindungsgemäßen Vorrichtung EV gegenüber einem großzügig geschätzten Bewegungsvolumen des Tumors erleichtert wird. Dies hilft einem Operator, die erfindungsgemässe Vorrichtung

gegenüber dem Patienten zu positionieren, jedoch muss vom Vorteil diese Positionierung nicht hoch genau durchgeführt werden, zumindest reicht es, wenn eine fluoreszierende Strahlung Fl ermittelt werden kann, welche nach einem Einschalten einer extrinsischen Lichtquelle ELQ zur Erregung eines am Tumor angeordneten Fluorophors FL erfolgt und dass ein Messsignal der Erregung an wenigstens einem optisch-elektrischen Wandlern PDl der erfindungsgemässen Vorrichtung EV ermittelt werden.

Als die extrinsische Lichtquelle ELQ der Vorrichtung EV z.B. in Form einer Welle mit hochfrequenten Pulsen eingechaltet ist, wird beim Eintreffen dieser Welle auf das Fluorophor FL eine fluoreszierende, aus dem an dem Tumor eingebrachten Fluorophors Erregung in Form einer rückstreuenden Welle Fl erzeugt. Diese Welle Fl wird schließlich von der optischen Aufnahmevorrichtung PDl wellenlängenselektiv ermittelt. In anderen Worten ist eine monodimensionale Abstandmessung zwischen der erfindungsgemäßen Vorrichtung EV und des mit dem Tumor bewegenden Fluorophors FL möglich, nach dem Prinzip eines lichtförmigen „Echos" (= Lauf- Zeitmessung) . Die Lichtquelle ELQ und die Photodiode können auch Teile eines Interferometers zur Messung von Entfernungen sein. Es wird dafür z.B. ein Phasenschiebeverfahren oder Weißlichtinterferometrie eingesetzt, wobei ein Kohärenzsgrad zwischen dem Licht aus der Lichtquelle ELQ und dem Licht aus dem Fluorophor gewährleistet sein sollte, um interferenzfähige zu sichern. Damit kann eine monodimensionale Lokalisation des bewegenden Tumors TUl, TU2 in einem Koordinatensystem X, Y, Z erfolgen, welches z.B. ein zum Tisch T festes Koordinatensystem ist. Eine Positionierungseinsteller bzw. -messer POS kennt die Lage des Tisches T gegenüber dem Strahl RAY der Bestrahlungsanlage BA, sowie die Lage der erfindungsgemäßen Vorrichtung EV. D.h. der Lage des Tumors ist nun auch in einer ermittelten Entfernung eines beliebigen Punkts (z.B. des Isozentrums) des Koordinatensystems X, Y, Z mittels eines Rechners R errechenbar. Dafür ist der Rechner R in Verbindung mit der Bestrahlungsanla-

ge, mit der Positionierungseinheit POS und ggf. mit der erfin- dungsgemässen Vorrichtung EV z.B. zur Triggerung der Messungen oder zur Verarbeitung der Messergebnissen. Die Positionierungseinheit steuert und ermittelt die Bewegungen bzw. die Lagen der erfindungsgemässen Vorrichtung EV, des Tisches T und ggf. der Bestrahlungsanlage BA. Aus dem Rechner R kann ein Alarmsignal ausgelöst werden, falls eine Unstimmigkeit zwischen einem ermittelten Soll- und dem aktuellen Ist-Isozentrums festgestellt ist. Andererseits können andere Signale ausgelöst werden, um den Strahlgang RAY der Bestrahlungsanlage BA an das ermittelte Soll-Isozentrum rasch einzubringen. Ziel ist selbstverständlich dieses Vorgehen in hochfrequenter Weise durchzuführen, so dass das Ist-Isozentrum den bewegenden Tumor immer übereinstimmt.

Zur weiteren (zwei- oder) dreidimensionalen Lokalisation eines bewegbaren Tumors TUl, ZU2 in einem Bewegungsvolumen BV kann auch die erfindungsgemässe Vorrichtung EV nur die einzelne Photodiode PDl aufweisen, jedoch in diesem Fall sollte sie auf z.B. eine Schwenkhalterung montiert werden, so dass z.B. für eine dreidimensionale Lokalisation des Tumors über seine Koordinaten XK, YK, ZK in dem Koordinatensystem X, Y, Z wenigstens drei Messungen für drei unterschiedliche Lagen der Photodiode durchführbar wären.

Eine erste Lösung besteht darin, zumindest die Photodiode PDl bzw. die ganze erfindungsgemässe Vorrichtung EV auf eine Bahn BAHN in einer räumlich bekannten Schrittweise (minimal 3-mal) zu bewegen und für jeden Schritt eine Messung durchzuführen. Diese Bahn BAHN sollte immer zu vom Linearbeschleuniger BA aus- gehenden Strahlgängen seitlich angeordnet sein, auch wenn diese Strahlgänge in Bewegung gesetzt werden würden. Auf dieser Bahn BAHN kann die extrinsische Lichtquelle ELQ positioniert werden und ggf. sich mitbewegen.

Eine zweite Lösung besteht darin, die Photodiode PDl um die optische Achse der extrinsischen Lichtquelle ELQ in einer räum-

lieh bekannten Schrittweise (minimal 3-mal) zu drehen. Dafür kann eine einfache Dreheinrichtung ROT verwendet werden, damit die erfindungsgemässe Vorrichtung EV drehbar ist.

Alternativ könnte die optische Eingangsachse der einzelnen Photodiode PDl (bzw. die optischen Laufwegen zwischen Tumor und Photodiode) räumlich geändert werden, z.B. durch den Einsatz von Schaltelementen (Spiegeln, Prismen, etc.) zwischen der Photodiode PDl und dem Tumor TUl, TU2. Diese schaltbaren Elemente sollten idealerweise eine bekannte Schwenkung der optischen Achse der Photodiode PDl um dem Isozentrum bilden.

In Figur 2 ist die dargestellte, erfindungsgemässe Vorrichtung EV mit zwei weiteren Photodioden PD2, PD3 erweitert, welche mit der ersten Photodiode PDl und untereinander nebengeordnet sind. Damit kann ein dreifache Abstandmessung d.h. eine dreidimensionale durchgeführt werden, ohne z.B. eine Photodiode bzw. die erfindungsgemässe Vorrichtung EV zu bewegen oder schwenken. Eine Vorrichtung mit zwei Photodioden PDl, PD2 wäre auch möglich, jedoch benötigt sie zumindest einmal noch eine Bewegung (siehe ROT in Figur 1) oder Schwenkung (siehe BAHN in Figur 1) werden, um eine dreidimensionale Lage des Tumors zu ermitteln.

In Figur 3 ist ein weiteres Ausführungsbeispiel beschrieben, welches eine Erweiterung gemäss Figur 2 bildet. Es werden mehr als drei Photodioden PDl, PD2, etc. im Raum neben der extrinsi- chen Lichtquelle ELQ angeordnet. Die Lage jeder Photodiode ist im Koordinatensystem X, Y, Z gemäss Figur 1 bekannt, so dass im Koordinatensystem X, Y, Z absolute Entfernungsmessungen zwi- sehen jeder Photodiode und dem Fluorophor immer ermöglicht werden. Einige der Photodioden können an unterschiedlichen Entfernungen von der Lichtquelle ELQ oder/und vom Patienten (d.h. vom Fluorophor) angeordnet werden, so dass z.B. schwache sowie hohe Amplituden der Messsignale an den Photodioden (je nach der Men- ge des Rücklichtes aus dem Fluorophors) mit einer flexiblen Messdynamik ermittelt werden.

Figur 4 stellt nun ein weiteres Ausführungsbeispiel gemäß Figur 1 dar, wobei anstelle der Photodiode PDl, eine Kamera CAMl wie eine CCD-Kamera mit in einer Abbildungsebene m, 1 nebengeordneten Pixeln (= optisch-elektrischen Wandlern) in der erfindungs- gemässen Vorrichtung EV angeordnet ist. In der Abbildungsebene m, 1 der Kamera CAMl wird über eine optische Abbildung ABBl mit einer wegen der Bewegung des Fluorophors ausreichend gewählten Schärfentiefe das Fluorophor abgebildet. Dabei sollte eine A- pertur der optischen Abbildung ABBl so geöffnet werden, dass die Schärfentiefe über dem Bewegungsvolumen BV gesichert wird, jedoch auch nicht zu klein gewählt werden, so dass Lichtverlüste an der Kamera CAMl vermieden werden. Dieser Aspekt ist wesentlich je nach dem wie tief ein Tumor im Körper sich befindet, da das rückgestrahlte Licht aus einem tiefem Fluorophor (z.B. in der Lunge) mehr absorbiert wird als das Licht aus einem oberflächigen Tumor (z.B. an Augen oder am Gesicht). Nun durch diese geometrische, optische Abbildung, welche im Koordinatensystem X, Y, Z metrisch kalibriert werden kann, können zwei räumliche Koordinaten (z.B. X, Y) mittels der Koordinaten If, mf des Fluorophors innerhalb der Abbildungsebene m, 1 ermittelt werden. Die erfindungsgemässe Vorrichtung EV ermöglicht daher eine zweidimensionale Lokalisation des Tumors im Koordinatensystem X, Y, Z. Zur dreidimensionalen Lokalisation des Fluorophors kann gemäss Figur 1 die Kamera CAMl an festen Posi- tionen bewegt/geschwenkt werden. Es kann ferner ein wellenlängenselektives Filter in der optischen Abbildung ABBl angeordnet werden, um zum Fluorophor fremdes Licht fern zu halten oder/und es wird eine Kamera verwendet, deren Pixel-Technologie hochempfindliche Aufnahmeeigenschaften im spektralen Bereich des vom Fluorophor zurückkommenden Lichtes hat.

In Figur 5 wird eine Erweiterung der erfindungsgemässen Vorich- tung EV gemäss Figur 4 beschrieben, bei welcher eine zu der Kamera CAMl weitere Kamera CAM2 angeordnet wird, so dass die op- tische Achsen der Kameras CAMl, CAM2 in Richtung des Köperteils mit dem Fluorophor und dessen Bewegungsvolumen orientiert sind und unter einem positiven Winkel das Bewegungsvolumen eintref-

fen (die optischen Achsen bilden einen einzelnen, gemeinsamen Schnittpunkt, dessen Abstand mit dem Fluorophor/Tumor ermittelt wird) . In anderen Worten triangulieren die Kameras CAMl, CAM2 innerhalb einer Ebene, welche in Nähe des Bewegungsvolumens 5 grob platziert sein sollte. Gemäss dem Ausführungsbeispiel aus Figur 4 ist es nun möglich zu herleiten, dass beide optische Abbildungen ABBl, ABB2 für die beiden, triangulierenden Kamera CAMl, CAM2 liefern zwei geometrisch abgebildete zweidimensionale Lagen mf, If und pf, qf des Fluorophors/Tumors, aus welchen

10 die dreidimensionalen Koordinaten des Fluorophors/Tumors in dem endgültigen Koordinatensystem X, Y, Z (siehe Figur 1) mittels eines Rechners oder eines vorprogrammierten Bildspeichers errechenbar sind. Damit ist eine einfache und schnelle, dreidimensionale Lokalisation des Tumors gewährleistet. Die beiden opti-

15 sehen Abbildungen ABBl, ABB2 werden derart eingestellt, dass eine punktförmige Abbildung des Fluorophors/Tumors auf jeder Kamera erfolgt, deren laterale Auflösung z.B. zwischen 1/10 und 1/100 des Messbereiches ausreichend ist. Eine weitere Ausführungsform der erfindungsgemässen Vorrichtung

20 EV wäre auch möglich, indem zu den beiden Kameras CAMl, CM2 weitere Kameras derart angeordnet werden, dass ihre optische Achse sich auf einen einzelnen Schnittpunkt auftreffen. Damit kann man die Lokalisation des Tumors genauer bzw. schneller durchführen.

Zb

Allgemeiner können auch die optische Aufnahmevorrichtung PDl, PD2, ... bzw. CAMl, CAM2, ... oder/und die Lichtquelle ELQ auf einer Positionierungseinrichtung wie einer bisherigen kreisbogenförmigen Halterung angeordnet sein, welche die optische Aufnah-

30 mevorrichtung oder/und die Lichtquelle seitlich des Wesens positioniert, derart dass Lichtwege zwischen einerseits optischen Eingängen der optischen Aufnahmevorrichtung bzw. optischen Ausgängen der Lichtquelle und andererseits des Körperteils bzw. dessen Bewegungsvolumen minimiert werden. Dadurch wird es ge-

35 währleistet, dass eine eingeschränkte Amplitude der Messsignale aus dem Fluorophor ermittelt wird. Daher werden, insbesondere bei konstanter Energiemenge der extrinsichen Lichtquelle ELQ

niedrigere Dosiermenge des Fluorophors benötigt oder es werden tiefere (kaum strahlende) Tumoren im Körper visualisierbar sein.

Komplementär -oder Alternativerweise kann die Lichtquelle einen bündeiförmigen Strahlausgang aufweisen, dessen Energieverteilung und -dichte entlang eines transversalen Fläche des Strahlausgangs derart eingestellt wird, dass eine Rückstrahlung bzw. -Streuung des Fluorophors mit einem ausreichenden Signal- Rausch-Abstand an der optischen Aufnahmevorrichtung gemessen wird. Dies ist besonders geeignet bei schwach rückstrahlenden Tumoren oder wenn ein Tumor wegen seiner Bewegungsbahn im Körper an unterschiedlichen Tiefen im Körper sinkt, jedoch muss für alle unterschiedliche Tiefe noch durch Fluoreszenz sichtbar sein.

Dabei kann auch der bündeiförmige Strahlausgang eine longitudi- nale Hauptachse aufweisen, welche mittels eines hochfrequenten Schwingungselements zur Abtastung des Bewegungsvolumens des Körperteils schwenkbar ist. Damit kann die gebündelte Energie der extrinsischen Lichtquelle ELQ noch konzentrierter an verteilten Orten des Bewegungsvolumen übertragen werden und einen Raster im Bewegungsvolumen (-fläche) des Tumors durch schnelle Abtastungen bilden. Dies vermeidet auch ein Haut- bzw. Weich- teilverbrennungseffekt am Patienten, da die Energie nur sehr kurzartig an einer gleichen Stelle der belichteten Haut/Weichteilen bleibt. In diesen Sinnen kann auch die Lichtquelle periodische, pulsförmige Lichtsignale emittieren.

Wie bereits erwähnt weisen die optische Aufnahmevorrichtung bzw. der optische Eingang einer Photodiode/CCD-Kamera Filter zur spektralen Isolierung einer Rückstrahlung bzw. -Streuung des Fluorophors auf.

Es kann auch sein, dass die Bestrahlungsanlage die Elektronik der optischen Aufnahmevorrichtung qualitativ stört. Eine Lösung besteht darin, dass der Eingang der optischen Aufnahmevorrich-

tung über einen Wellenleiter (Glasfaser oder Bündel von Glasfasern) von der Oberfläche des Patienten bis zu den weiter geordneten, optischen Wandlern geführt wird. Damit wird eine Rückstrahlung bzw. -Streuung des Fluorophors optimal übertragen, sowie durch Abschirmung der Glasfasern werden zur Fluoreszenz fremde Lichtkomponenten in die erfindungsgemässe Aufnahmevorrichtung nicht eindringen/stören. In anderen Worten entfernt man die elektronisch störbare Komponente der optischen Aufnahmevorrichtung von der Strahlung RAY (siehe Figur 1) bei Hinzu- fügung eines zwischengeordneten, optischen Wellenleiters.

Es ist auch vom Vorteil zu berücksichtigen, dass die Photodioden bzw. die CCD-Kameras keine hohe Auflösung, jedoch viel mehr eine gute Messdynamik durch möglichst breite, empfindliche Pi- xel (optisch-elektrische Wandler) benötigen. Durch grosse Pixeln wird eine höhere Menge des Lichtes aufgenommen, was für im Körper tief gelegte Tumoren sehr vorteilhaft ist, weil viel Licht vom Fluorophor im Körper absobiert/gedämpft wird und daher die optische Aufnahmevorrichtung kaum erreichen wird.

Bei der Erfindung ist auch vorausgesetzt, dass die optische Aufnahmevorrichtung mit einer Rechnereinheit mit wenigstens einem Bildspeicher und einer Prozessoreinheit verbunden ist, bei welcher mittels aufgenommener Daten (z.B. Amplitudenwerten an räumlich bekannten Pixeln) der optischen Aufnahmevorrichtung und mittels einer erfassbaren, zu einem bekannten dreidimensionalen Koordinatensystem X, Y, Z relativen Lage der optischen Aufnahmevorrichtung dreidimensionale Koordinaten XK, YK, ZK des Körperteils (Tumors) in dem Koordinatensystem X, Y, Z in Echt- zeit ermittelbar sind. Die Rechnereinheit kann ggf. an einem

Steuermodul zur berechenbaren Neupositionierung der erfindungsgemäßen Vorrichtung gegenüber dem Körperteil verbunden sein, z.B. um maximale Amplitudenwerte an bestimmten Pixeln der optischen Aufnahmevorrichtung durch sequentielle Bewegung der Vor- richtung zu suchen, als der Patient auf dem Tisch vor der Behandlung liegt. Da die Bewegung oder Position der Vorrichtung relativ zu dem Koordinatensystem X, Y, Z ermittelbar ist, kann

mittels einer metrischen Kalibrierung der optischen Komponenten der optischen Aufnahmevorrichtung die dreidimensionale Lage des beleuchtenden Fluorophors (d.h. des Tumors) permanent und genau bekannt gegeben werden, so dass durch Neupositionierung des Pa- tienten der Tumor auch permanent und genau bestrahlt wird.

Bei der Erfindung können sich ungesunde Zellen im Kopf, z.B. an Augen oder am Gesicht, oder im Lungen- oder Brustbereich des Menschen befinden. In anderen Worten ist die Vorrichtung sehr universell für den ganzen Körper einsetzbar. Nur muss je nach der Menge der aus dem Fluorophor rückstreuenden Fluoreszenz die Energie der Lichtquelle variierbar sein.

Die Verwendung der Vorrichtung bildet eine Navigationsmethode für sich oder für eine weitere Planungs-, Sicht- oder Therapeutischen Behandlung. Insbesondere dienen die ermittelbaren dreidimensionalen Koordinaten XK, YK, ZK des Körperteils einer Steuerung einer Bestrahlungsanlage des Körperteils oder einer Unterstützung einer dreidimensionalen Abbildungsanlage des Kör- pers oder einer Unterstützung eines therapeutischen Planungstools.

Zur Verwendung der Vorrichtung kann außerdem in einfacher Weise der Fluorophor: - eine Tumoraffinität aufweist und in eine Blutbahn injiziert wird, vorzugsweise in Form von Hematoporphyrin, oder - in einer eingekapselten Form an einer Stelle des Körperteils angebracht wird, z.B. bei einer Biopsie oder während eines endoskopischen Verfahren, oder - auf eine flächenförmige Pastille deponiert wird, welche im Bereich der Oberfläche des Körperteils angebracht wird.

Es wurde auch gezeigt, dass eine Verwendung der Vorrichtung gute Ergebnisse zeigt, bei welcher im Erregungsniveau der Fluo- rophor Lichtwellen im spektralen Bereich 600-760 ran sendet, als die extrinsiche Lichtquelle Licht idealerweise im spektralen Bereich 450-770 nm oder zumindest Pulsiertes Laserlicht bei ei-

ner Wellenlänge von 532 ran emittiert und damit den Fluorophor erregt .

Die erfindungsgemässe Vorrichtung hat auch eine sehr attraktive Verwendung, bei welcher sie ein Messkopf für eine Steuerung eines Mechanismus zur Neupositionierung des Wesens in einem absoluten Koordinatensystem ist. In Echtzeit kann die Vorrichtung metrische Daten abgeben, mit welchen z.B. der Tisch mit dem Patient gegenüber dem Strahlgang einer Bestrahlungsanlage neu po- sitioniert wird. Damit wird die Lage des Tumors (d.h. des Fluo- rophors) mit dem Isozentrum der Bestrahlungsanlage dauerhaft und genau übereinstimmen.