Optimierung von Steuerparametern für eine Partikelbestrahlungsanlage unter Berücksichtigung von interfraktionellen Be- wegungen eines Zielvolumens

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bildbearbeitung, welches insbesondere in einem Verfahren zur Bestimmung von Steuerparametern für eine Partikelbestrahlungsanlage einsetz- bar ist. Ferner betrifft die Erfindung eine Vorrichtung zur Bestimmung von Steuerparametern für eine Partikelbestrahlungsanlage. Eine derartige Vorrichtung bzw. ein derartiges Verfahren kann insbesondere im Rahmen der Partikeltherapie Einsatz finden, beispielsweise im Rahmen der Therapieplanung, bei der im Vorfeld einer Bestrahlung Steuerparameter ermittelt werden, die es erlauben, anschließend während der Be ^¬ strahlung ein Zielobjekt gemäß bestimmten Vorgaben zu bestrahlen . Die Partikeltherapie ist ein etabliertes Verfahren zur Be ^¬ handlung von Gewebe, insbesondere von Tumorerkrankungen. Bestrahlungsverfahren, wie sie in der Partikeltherapie für Patienten eingesetzt werden, finden auch in nichttherapeutischen Gebieten Anwendung. Hierzu gehören beispiels- weise Forschungsarbeiten, etwa zur Produktentwicklung, im

Rahmen der Partikeltherapie an nicht-lebenden Phantomen oder Körpern, Bestrahlungen von Materialien, etc. Bei der Partikeltherapie werden geladene Partikel wie z.B. Protonen oder Kohlenstoff- oder andere Ionen auf hohe Energien beschleu- nigt, zu einem Partikelstrahl geformt und über ein Hochener- giestrahltransportsystem zu einem oder mehreren Bestrahlungsräumen geführt. In einem Bestrahlungsraum wird das zu bestrahlende Objekt in einem Zielvolumen mit dem Partikelstrahl bestrahlt. Unter einem Zielvolumen wird ein Raumbereich des zu bestrahlenden Objektes verstanden, innerhalb dessen eine bestimmte Dosis deponiert werden soll. Abhängig von der Energie des Partikelstrahls dringt dieser in das Objekt ein und wechselwirkt mit diesem. In einem relativ eng umschriebenen Bereich (Bragg Peak Region) weist das Tie- fendosisprofil ein Maximum auf, da es hier besonders viele Wechselwirkungsprozesse gibt. Partikelstrahlen sind aus die ^¬ sem Grund für die Bestrahlung eines Zielvolumens besonders vorteilhaft, da sie am Ende ihrer Reichweite ein Maximum der Energiedeposition aufweisen, den so genannten Bragg-Peak. So können auch eingebettete Strukturen effektiv bestrahlt wer- den, ohne die einbettende Umgebung allzu stark zu schädigen. Dies hat also den Vorteil, dass das das Zielvolumen umgebende Gebiet verglichen mit anderen Bestrahlungsarten effektiv geschont werden kann. Insbesondere mit einem gescannten Partikelstrahl, d.h. einem fein kollimierten Partikelstrahl mit einer Halbwertsbreite von 3-10 mm, der durch laterale magnetische Ablenkung und Veränderung der Strahlenergie sukzessive auf unterschiedliche Bereiche des Zielvolumens gerichtet wird und somit das Ziel- objekt scannt, kann eine genaue Dosisapplikation erreicht werden .

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine entsprechende Vorrichtung aufzuzeigen, welche im Rahmen der Bestimmung von Steuerparametern für eine Partikelbestrahlungsanlage einsetzbar sind. Ferner sollen ein Verfahren zur Bestrahlung eines Zielobjektes mit Partikeln vorgestellt wer ^¬ den, sowie ein Computerprogramm und ein Computerprogrammpro ^¬ dukt .

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1, sowie durch eine Vorrichtung, durch ein Compu ^¬ terprogramm und ein Computerprogrammprodukt mit Merkmalen von nebengeordneten Ansprüchen gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltun- gen und Weiterbildungen sind Gegenstand von Unteransprüchen.

Das erfindungsgemäße Verfahren dient der Bildbearbeitung. Hierbei liegt ein erstes von einem medizinischen Bildaufnah- megerät erfasstes Bild eines Objektes, welches ein Zielobjekt enthält, vor. Dieses erste Bild umfasst Bildpunkte und ihnen zugeordnete Bildpunktwerte. Ferner liegt ein zu einem anderen Zeitpunkt erfasstes zweites Bild des Objektes vor. Das erste Bild und das zweite Bild werden hinsichtlich des Zielobjektes miteinander verglichen. Unter Berücksichtigung des Vergleichs wird eine Bewegung des Zielobjektes innerhalb des ersten Bil ^¬ des durchgeführt, indem eine Neuzuordnung von Bildpunktwerten zu Bildpunkten vorgenommen wird.

Die Bearbeitung betrifft also ein Bild, welches von einem me ^¬ dizinischen Bildaufnahmegerät erfasst wurde. Als Bildaufnah ^¬ megerät kommt insbesondere in Computertomographie-Gerät in Betracht. In diesem Fall handelt es sich bei dem ersten Bild um ein CT-Bild. Alternativ ist auch der Einsatz andersartiger Bildaufnahmegeräte möglich, insbesondere der Einsatz anderer Tomographie-Geräte wie z.B. eines NMR-Gerätes. Das zweite Bild kann mit einem gegenüber dem ersten Bild gleich- oder andersartigen medizinischen Bildaufnahmegerät erfasst werden.

Bei dem ersten Bild kann es sich um ein zweidimensionales Bild oder ein dreidimensionales Volumenbild handeln. Ein sol ^¬ ches Bild ist gegliedert in einzelne Bildpunkte, bei einem zweidimensionalen Bild in so genannte Pixel bzw. bei einem dreidimensionalen Bild in so genannte Voxel. Zu jedem Bild ^¬ punkt gehört ein Bildpunktwert; diese werden in CT-Bildern üblicherweise in HU (Hounsfield Units) angegeben. Im Falle eines zweidimensionalen Bildes kann ein Schnittbild vorlie ^¬ gen, oder eine Projektion, wie sie z.B. durch planares Rönt- gen oder Röntgenfluorosokopie entsteht.

Das erste Bild zeigt ein Objekt oder einen Ausschnitt aus diesem Objekt. Insbesondere zeigt das erste Bild ein Zielob ^¬ jekt, welches Bestandteil des Objektes ist. Bei diesem Ziel- Objekt kann es sich z.B. um einen Tumor eines Patienten handeln. Es ist jedoch auch möglich, dass das Objekt nicht le ^¬ bendig ist. Der Bearbeitung des ersten Bildes geht ein Vergleich des ersten Bildes mit dem zweiten Bild voraus. Dieser Vergleich betrifft insbesondere das Zielobjekt, welches Bestandteil des von den Bildern abgebildeten Objektes ist. Da die beiden Da- tensätze, d.h. das erste Bild und das zweite Bild, zu ver ^¬ schiedenen Zeitpunkten erfasst wurden, ist es möglich, dass das Zielobjekt zwischen diesen beiden Aufnahmen eine Veränderung erfahren hat. Informationen über diese Veränderung können durch den Vergleich ermittelt werden.

Nach dem Vergleich wird das Zielobjekt innerhalb des ersten Bildes bewegt. Diese Bewegung kann aus einer Verschiebung und/oder Drehung und/oder Formveränderung bestehen. Nach der erfolgten Bewegung existiert somit eine überarbeitete Version des ersten Bildes. Dieses überarbeitete erste Bild sieht so aus, als hätte das Zielobjekt nicht mehr die Lage und/oder Orientierung und/oder Form gemäß dem ursprünglichen ersten Bild, sondern eine hiervon abweichende Lage und/oder Orientierung und/oder Form.

In Weiterbildung der Erfindung wird durch die Bewegung des Zielobjektes innerhalb des ersten Bildes dieses an das zweite Bild angenähert. Dies ist insbesondere vorteilhaft, wenn das zweite Bild einen aktuelleren Zustand des Zielobjektes abbil- det. Auf diese Weise kann das erste Bild also aktualisiert werden. Die Annäherung des Zielobjektes an das zweite Bild kann vollständig erfolgen oder auch nur teilweise.

Besonders vorteilhaft ist es, wenn das zweite Bild zu einem späteren Zeitpunkt erfasst wurde als das erste Bild und das Zielobjekt zwischenzeitlich eine Bewegung innerhalb des Ob ^¬ jektes erfahren hat. Diese tatsächliche Bewegung des Zielob ^¬ jektes kann durch die erfindungsgemäße Bewegung des Zielob ^¬ jektes innerhalb des ersten Bildes teilweise oder vollständig nachgeführt werden.

In Ausgestaltung der Erfindung werden bei der Neuzuordnung dem Zielobjekt entsprechende Bildpunktwerte zu gemäß dem ur- sprünglichen ersten Bild nicht das Zielobjekt darstellenden Bildpunkten zugeordnet. Es existieren Bildpunktwerte, welche dem Zielobjekt entsprechen, und solche, welche nicht dem Zielobjekt entsprechen. Beispielsweise kann das Zielobjekt besonders große Bildpunktwerte aufweisen, d.h. Werte, welche deutlich größer als diejenigen der Umgebung des Zielobjektes sind. In der vorliegenden Ausgestaltung findet ein Belegen von Bildpunkten, welche ursprünglich außerhalb des Zielobjektes lagen, durch Bildpunktwerte des Zielobjektes statt. Es erfolgt also ein Überschreiben von nicht-Zielobjekt- Bildpunktwerten durch Zielobjekt-Bildpunktwerte. Zusätzlich oder alternativ ist auch der umgekehrte Fall möglich, d.h. bei der Neuzuordnung werden nicht dem Zielobjekt entsprechende Bildpunktwerte zu gemäß dem ursprünglichen ersten Bild das Zielobjekt darstellenden Bildpunkten zugeordnet.

Vorteilhaft ist es, wenn bei der Neuzuordnung ein oberer und/oder ein unterer Bildpunktwertgrenzwert für nicht das Zielobjekt darstellende Bildpunkte eingesetzt werden. Es wer- den also Bildpunkte, welche bei dem überarbeiteten ersten

Bild außerhalb des Zielobjektes liegen, mit bestimmten Bild ^¬ punktwerten belegt, welche einem oberen und/oder unteren Grenzwert darstellen. Einer Ausgestaltung der Erfindung gemäß wird bei dem Vergleich des ersten Bildes mit dem zweiten Bild ein Algorithmus zur Optimierung eines Ähnlichkeitsmaßes eingesetzt. Hierbei können virtuell verschiedene Bewegungen des Zielobjektes in ^¬ nerhalb des ersten Bildes durchgeführt werden und jeweils das Ähnlichkeitsmaß zwischen diesem durch die virtuelle Bewegung erhaltenen ersten Bild und dem zweiten Bild bestimmt werden.

Es ist vorteilhaft, wenn der Vergleich des ersten Bildes mit dem zweiten Bild auf das Zielobjekt beschränkt ist. In diesem Fall können andere Bestandteile des Objektes außer Betracht bleiben. Dies ermöglicht es einerseits, den Vergleich zwi ^¬ schen den beiden Bildern rasch durchzuführen. Andererseits muss das zweite Bild nur hinsichtlich des Zielobjektes be- stimmte Qualitätsanforderungen erfüllen, und nicht hinsichtlich der restlichen von dem zweiten Bild abgebildeten Bestandteile des Objektes. Einer Weiterbildung der Erfindung gemäß handelt es sich bei dem ersten Bild um ein das Zielobjekt enthaltendes Volumen ^¬ bild und bei dem zweiten Bild um ein zweidimensionales Bild des Objektes, z.B. um ein einen Schnitt durch das Zielobjekt enthaltendes Bild des Objektes. Im Falle eines Schnitts kann der direkte Vergleich zwischen diesen beiden Bildern also nur auf diesen Schnitt durch das Zielobjekt beschränkt sein.

Hieraus können jedoch Schlussfolgerungen für die Lage

und/oder Orientierung und/oder Form des Zielobjektes außerhalb des Schnitts gezogen werden.

Insbesondere kann es sich sowohl bei dem ersten als auch bei dem zweiten Bild jeweils um ein CT-Bild handeln, wobei das zweite Bild gegenüber dem ersten CT-Bild von schlechterer Qualität ist. Dies ermöglicht es, das Objekt bei Aufnahme des zweiten Bildes einer niedrigeren Röntgenstrahlungsdosis aus ^¬ zusetzen oder z.B. die Cone-Beam-Computertomographie (kV oder MV) einzusetzen, welche derzeit noch im Vergleich zum konventionellen CT von minderer Qualität ist. Bei dem zweiten Bild kann es sich um ein Fluoroskopie-Bild oder ein Röntgenbild oder ein Ultraschallbild oder ein NMR- Bild handeln. Es ist also möglich, dass das erste Bild hin ^¬ sichtlich der Aufnahmemodalität grundsätzlich unterschiedlich gegenüber dem zweiten Bild ist. Dies kann voraussetzen, dass vor dem Vergleich das erste und/oder das zweite Bild bearbei ^¬ tet werden oder für den Vergleich geeignete Größen hieraus berechnet werden müssen, z.B. ein DRR (Digitally Reconstruc- ted Radiograph) . In Weiterbildung der Erfindung liegt als erstes Bild eine zeitliche Abfolge von Bildern vor, welche eine Bewegungstra- jektorie des Zielobjektes aufzeigen, und als zweites Bild liegt eine zeitliche Abfolge von Bildern vor, welche auch ei- ne Bewegungstraj ektorie des Zielobjektes aufzeigen, und die Neuzuordnung wird für alle Bilder der zeitlichen Abfolge vorgenommen. Es wird also jedes der ersten Bilder der zeitlichen Abfolge verglichen mit einem entsprechenden zweiten Bild, woraufhin eine Bewegung des Zielobjektes innerhalb des jewei ^¬ ligen ersten Bildes erfolgt. Auf diese Weise kann die Bewe ^¬ gungstraj ektorie der ersten Bilder derjenigen der zeitlichen Abfolge von zweiten Bildern angeglichen werden. Das bislang für den Fall eines einzigen ersten Bildes und eines einzigen zweiten Bildes beschriebene Verfahren wird also auf jedes vorliegende Paare von erstem Bild und zweitem Bild angewandt, wobei jedes Paar jeweils einen bestimmten Zeitpunkt innerhalb der Bewegungstraj ektorie abbildet. Alternativ hierzu ist es möglich, dass als erstes Bild eine zeitliche Abfolge von Bildern vorliegt, welche eine Bewe ^¬ gungstraj ektorie des Zielobjektes aufzeigen, und das zweite Bild nur einen Zeitpunkt abbildet, und die Neuzuordnung für alle Bilder der zeitlichen Abfolge vorgenommen wird, wobei von einer bei Aufnahme des zweiten Bildes gegenüber der Aufnahme der ersten Bilder unveränderten Form der Bewegungstra- jektorie ausgegangen wird. Es findet ein Vergleich zwischen dem ersten Bild und dem zweiten Bild also nur für einen einzigen Zeitpunkt innerhalb der zeitlichen Abfolge statt. Die Resultate dieses Vergleichs werden jedoch auch für die Über ^¬ arbeitung der anderen ersten Bilder der zeitlichen Abfolge herangezogen. Hierbei wird ausgenutzt, dass sich das Zielob ^¬ jekt zwar zwischen der Erfassung der ersten Bilder und des zweiten Bildes bewegt haben mag, dass die Bewegungstraj ekto- rie hinsichtlich ihrer Form jedoch unverändert ist.

Bei der erfindungsgemäßen Verwendung des beschriebenen Verfahrens zur Bestimmung von Steuerparametern für eine Partikelbestrahlungsanlage erfolgt die Bestimmung der Steuerpara- meter auf Grundlage des durch die Neuzuordnung von Bildpunkt ^¬ werten veränderten ersten Bildes. Besonders vorteilhaft ist es hierbei, wenn zuerst eine Be ^¬ stimmung der Steuerparameter auf Grundlage des ersten Bildes erfolgt, und im Anschluss eine Neubestimmung oder eine Veri ^¬ fikation oder eine Veränderung der bestimmten Steuerparameter auf Grundlage des durch die Neuzuordnung von Bildpunktwerten veränderten ersten Bildes.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung zur Bestimmung von Steuerpa ^¬ rametern für eine Partikelbestrahlungsanlage umfasst einen Eingang zum Empfangen eines ersten Bildes eines Objektes, welches das Zielobjekt enthält, umfassend Bildpunkte und ih ^¬ nen zugeordnete Bildpunktwerte, sowie einen Eingang zum Emp ^¬ fangen eines zu einem anderen Zeitpunkt erfassten zweiten Bildes des Objektes, sowie einen Bildbearbeitungsbestandteil zum Vergleichen des ersten Bildes mit dem zweiten Bild hinsichtlich des Zielobjektes und zum Durchführen einer Bewegung des Zielobjektes innerhalb des ersten Bildes, indem unter Be ^¬ rücksichtigung des Vergleichs eine Neuzuordnung von Bildpunktwerten zu Bildpunkten vorgenommen wird, sowie schließ- lieh einen Ermittlungsbestandteil zum Bestimmen der Steuerpa ^¬ rameter für die Partikelbestrahlungsanlage auf Grundlage des durch die Neuzuordnung von Bildpunktwerten veränderten ersten Bildes . Die erfindungsgemäße Vorrichtung kann wie obenstehend hin ^¬ sichtlich des erfindungsgemäßen Verfahrens erläutert weitergebildet und ausgestaltet werden.

Das erfindungsgemäße Computerprogramm verfügt über Programm- code-Mittel, die geeignet sind, ein Verfahren der oben be ^¬ schriebenen Art durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird.

Das erfindungsgemäße Computerprogrammprodukt umfasst auf ei- nem computerlesbaren Datenträger gespeicherte Programmcode- Mittel, die geeignet sind, ein Verfahren der oben beschriebe ^¬ nen Art durchzuführen, wenn das Computerprogramm auf einem Computer ausgeführt wird. Im Folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungsbei ^¬ spiels näher erläutert. Dabei zeigen: Figur 1: einen schematischen Überblick über den Aufbau einer Partikeltherapieanlage,

Figur 2 : in Blockdiagrammform eine Bestrahlungsanlage . Figur 1 zeigt in schematischer Darstellung einen Aufbau einer Partikeltherapieanlage. Diese wird zur Bestrahlung eines auf einer Positioniervorrichtung 12 angeordneten Patienten 14 mit einem Strahl aus Partikeln 16 eingesetzt, der im Folgenden als Partikelstrahl 16 bezeichnet ist. Der Partikelstrahl 16 ist ein Strahl aus Partikeln mit einem definierten Querschnitt und einem definierten, in der Regel schmalen, Spektrum der Partikelenergie. Die Partikelenergie ist die Energie eines einzelnen Partikels vor bzw. beim Eintritt in das zu bestrahlende Objekt.

Insbesondere kann ein tumorerkranktes Gewebe des Patienten 14 mit dem Partikelstrahl 16 bestrahlt werden. Es ist ebenfalls möglich, die Partikelbestrahlungsanlage zur Bestrahlung eines nicht-lebenden Objektes 18, insbesondere eines Wasserphan- toms, einzusetzen. Die Bestrahlung des Wasserphantoms 18 er ^¬ folgt beispielsweise zu Zwecken der Überprüfung und Verifizierung von Bestrahlungsparametern vor und/oder nach einer erfolgten Bestrahlung eines Patienten 14. Es kann ferner vorgesehen werden, andere zu bestrahlende Objekte, insbesondere Versuchsaufbauten wie beispielsweise Zellkulturen oder Bakterienkulturen zu Forschungszwecken mit dem Partikelstrahl 16 zu bestrahlen.

Als Partikel werden vornehmlich Teilchen wie beispielsweise Protonen, Pionen, Heliumionen, Kohlenstoffionen oder Ionen anderer Elemente eingesetzt. Üblicherweise werden derartige Partikel in einer Partikelquelle bzw. Ionenquelle 20 erzeugt. Der von der Ionenquelle 20 erzeugte Ionenstrahl oder Parti- kelstrahl wird in dem Vorbeschleuniger 22 auf ein erstes Energieniveau beschleunigt. Der Vorbeschleuniger 22 ist bei ^¬ spielsweise ein Linearbeschleuniger. Anschließend werden die Partikel in einen weiteren Beschleuniger 26, beispielsweise einen Kreisbeschleuniger, insbesondere ein Synchrotron oder Zyklotron, eingespeist. In dem Beschleuniger 26 wird der Partikelstrahl auf eine zur Bestrahlung benötigte Energie be ^¬ schleunigt. Nachdem der Partikelstrahl den Beschleuniger 26 verlassen hat, transportiert ein Hochenergiestrahl- Transportsystem 28 den Partikelstrahl in einen oder mehrere Bestrahlungsräumen 30, 30', 30'', wobei dort beispielsweise die Positioniervorrichtung 12 - etwa eine Patientenliege - mit dem Patienten 14 oder dem nicht-lebenden Objekt 18 angeordnet ist.

In dem Bestrahlungsraum 30 oder 30' erfolgt die Bestrahlung des zu bestrahlenden Objektes 14 oder 18 von einer festen Richtung aus, wobei das zu bestrahlende Objekt 14 oder 18 raumfest angeordnet ist. Diese Bestrahlungsräume 30, 30' wer- den als "fixed beam"-Räume bezeichnet. Im Behandlungsraum 30'' ist eine um eine Achse 32 beweglich angeordnete, vor ^¬ zugsweise drehbar angeordnete Gantry 34 vorgesehen. Mittels der Gantry 34 kann das zu bestrahlende Objekt 14 oder 18 von verschiedenen Richtungen aus bestrahlt werden. Hierbei wird der Partikelstrahl 16 mittels der in der Gantry 34 angeordneten Gantrystrahlführung 36 um das zu bestrahlende Objekt 14 oder 18 gedreht. Es sind in Figur 1 stellvertretend für die unterschiedlichen Positionen der Gantrystrahlführung 36 der Gantry 34 eine erste Position 38 und eine zweite Position 38' gezeigt. Selbstverständlich sind auch Zwischenpositionen für die Gantrystrahlführung 36, die aus Gründen der Übersichtlichkeit nicht gezeigt sind, auf zumindest einem Halbkreis oberhalb des zu bestrahlenden Objektes 14 oder 18 in einer gedachten Kugel möglich. Somit kann das zu bestrahlende Ziel- volumen von mehreren Richtungen aus senkrecht zur Achse 32 bestrahlt werden. Dies ist aus geometrischen Gründen vorteil ^¬ haft . Im Bestrahlungsraum 30, 30' tritt der Partikelstrahl aus einem als Strahlauslass 40, 40' bezeichneten Ende eines Vakuum ^¬ systems der Hochenergiestrahlführung 28 aus und wird auf das zu bestrahlende Zielvolumen im zu bestrahlenden Objekt 14 oder 18 gelenkt. Das Zielvolumen ist hierbei üblicherweise in einem Isozentrum 42, 42' des jeweiligen Bestrahlungsraums 30, 30 ' angeordnet .

Der anhand der Figur 1 dargestellte Grundaufbau einer Parti- keltherapieanlage ist beispielhaft für Partikeltherapieanla ^¬ gen, kann aber auch hiervon abweichen. Die nachfolgend beschriebenen Ausführungen sind sowohl im Zusammenhang mit der anhand von Figur 1 dargestellten als auch mit anderen Partikeltherapieanlagen einsetzbar.

Üblicherweise soll, z.B. bei der Bestrahlung eines Tumors, eine bestimmte Verteilung der Dosis, also eine Zieldosisver ^¬ teilung, insbesondere eine biologisch effektive Zieldosisverteilung für bestimmte Ionen, über das Zielvolumen erreicht werden. Die Zieldosisverteilung wird z.B. als deponierte

Energie pro Volumeneinheit quantifiziert. Verbreitet ist die Angabe der Dosis als Joule pro Kilogramm, dies entspricht der Einheit Gray. Die Steuerung der Bestrahlung, d.h. insbesondere die Lenkung von Partikeln bestimmter Energie in eine bestimmte Richtung, so dass eine bestimmte Dosis an einem bestimmen Zielpunkt in ^¬ nerhalb des Zielvolumens deponiert wird, erfolgt durch die Bestrahlungsvorrichtung BV, welche schematisch in Figur 2 dargestellt ist. Hierzu kann die Bestrahlungsvorrichtung BV z.B. Partikelstrahlablenkeinrichtungen, welche den Partikelstrahl horizontal und/oder vertikal abzulenken vermögen, steuern. Im in der Figur 1 dargestellten System befindet sich die Bestrahlungsvorrichtung BV vor den Strahlauslassen 40, 40'.

Vor der Bestrahlung wird eine Bestrahlungsplanung durchgeführt, um dann die Bestrahlung, d.h. das Scannen bzw. Abtas- ten des Zielvolumens mit dem Partikelstrahl, entsprechend des erstellten Bestrahlungsplans mittels der Bestrahlungsvorrichtung BV durchzuführen und zu steuern. Die Bestrahlungsplanung stellt also die Bestimmung von Steuerparametern zur späteren Steuerung des Bestrahlungsvorgangs dar. Die Bestrahlungspla ^¬ nung wird mittels einer Bestrahlungsplanungsvorrichtung BPV durchgeführt. Die Bestrahlungsplanungsvorrichtung BPV ist z.B. ein Arbeitsplatz-Computer, eine Workstation oder ein anderer Rechner. Die Bestrahlungsplanungsvorrichtung BPV be- stimmt die Steuerparameter, die von der Bestrahlungsvorrichtung BV zur späteren Steuerung und Durchführung der Bestrahlung eingesetzt werden. Die Bestrahlungsvorrichtung BV steuert also den Bestrahlungsverlauf entsprechend der von der Be- strahlungsplanungsvorrichtung BPV ermittelten Steuerparame- ter.

Die Steuerparameter werden zur Durchführung der Bestrahlung an die Bestrahlungsvorrichtung BV weitergeleitet. Selbstverständlich muss die Bestrahlungsplanungsvorrichtung BPV nicht physikalisch an die Bestrahlungsvorrichtung BV angebunden sein. Vielmehr ist es beispielsweise auch möglich, dass die Berechnungsergebnisse der Bestrahlungsplanungsvorrichtung BPV über einen Datenträger zur Bestrahlungsvorrichtung BV transferiert werden. Auch kann zwischen Durchführung der Bestrah- lungsplanung und der Bestrahlung ein gewisser Zeitraum, z.B. von mehreren Tagen, liegen.

Der Ablauf der Bestrahlungsplanung ist der folgende: zunächst wird mittels eines Computertomographen CT1 ein Volumenbild des zu bestrahlenden Objektes erfasst. Dieses Volumenbild wird im Folgenden als Planungs-CT PL-CT bezeichnet. Das Pla- nungs-CT PL-CT kann hierbei das gesamte zu bestrahlende Ob ^¬ jekt abbilden, oder auch nur einen Bereich des Objektes, in welchem sich das Zielvolumen befindet. Zusätzlich zum Pla- nungs-CT PL-CT ist auch der Einsatz eines Kernspin- Tomographen oder anderer diagnostischer Bildgebungsvorrich- tungen möglich. Es wird beispielhaft und ohne Einschränkung der Erfindung da ^¬ von ausgegangen, dass es sich bei dem Zielvolumen um einen Tumor eines Patienten handelt. Aus dem Planungs-CT PL-CT kann die Lage und Ausdehnung des zu bestrahlenden Tumors ermittelt werden. Die Bestrahlungsplanungsvorrichtung BPV erhält Daten des Computertomographen CT1. Hierbei ist es möglich, dass der Bestrahlungsplanungsvorrichtung BPV die erfassten Rohdaten, die Daten in bereits teilweise verarbeiteter Form, oder auch die bereits rekonstruierten Bilder PL-CT des Patienten zur Verfügung gestellt werden.

Die Bestrahlungsplanungsvorrichtung BPV ist ferner durch ihre Benutzerschnittstelle I dazu ausgebildet, dass ein Anwender ihr die zu applizierende Dosisverteilung vorgibt. Der Anwen- der kann also für die Zielpunkte des Zielvolumens eine biolo ^¬ gisch wirksame Dosis angeben, die so genannte Zieldosisver ^¬ teilung. Die Bestrahlungsplanungsvorrichtung BPV ermittelt anhand des Planungs-CTs PL-CT und der vorgegebenen Zieldosis ^¬ verteilung die Steuerparameter für die Bestrahlung. Insbeson- dere ist zu ermitteln, wie viele Partikel einer bestimmten

Energie in eine bestimmte Richtung auszustrahlen sind. Es ist möglich, dass der Bestrahlungsplanungsvorrichtung BPV weitere Informationen zur Verfügung gestellt werden, welche in die Bestimmung der Steuerparameter für die Bestrahlung eingehen; dies ist für das Verständnis der Erfindung nicht relevant.

Um die Reichweite von Partikeln und somit den Ort innerhalb des Patienten, an welchem die jeweilige Dosis deponiert wird, genau zu bestimmen, muss die Zusammensetzung der Materie bzw. des Gewebes, welches die Partikel durchdringen, genau bekannt sein. Hierzu besteht das Planungs-CT PL-CT aus kalibrierten HU (Hounsfield Units) , welche den linearen Absorptionskoeffi ^¬ zienten des Materials für Röntgenstrahlung in Bezug auf denjenigen von Wasser angeben. Das Planungs-CT PL-CT besteht al- so aus Bildpunkten, wobei jedem Bildpunkt ein Bildpunktwert in Form eines HU-Wertes zugeordnet ist. Der HU-Wert ist kor ^¬ reliert mit der Energieabgabe der Partikel bei der Bestrah ^¬ lung . Nach der Erfassung des Planungs-CTs PL-CT und vor der Durchführung der Bestrahlung kann eine Bewegung des Tumors stattfinden. Eine solche Bewegung kann eine Verschiebung, Drehung oder Formveränderung, sowie eine Kombination hieraus umfassen. Die zwischen verschiedenen Behandlungen bzw. zwischen der Aufnahme des Planungs-CTs PL-CT und einer Behandlung auf ^¬ tretenden Bewegungen werden als interfraktionelle Bewegungen bezeichnet. Sie kommen z.B. zustande durch eine Veränderung des Füllstandes des Magens oder eine Bewegung des Darms.

Um derartige interfraktionelle Bewegungen bei der Bestrahlung zu berücksichtigen, ist es vorteilhaft, die Lage des Tumors vor der Bestrahlung erneut zu überprüfen. Denn würde diese Überprüfung unterbleiben und der auf einer nicht mehr aktuellen Tumorposition erstellte Bestrahlungsplan eingesetzt werden, könnte es zu einer falschen Bestrahlung des Patienten kommen, d.h. einer Bestrahlung, die nicht der vorgegebenen Zieldosisverteilung entspricht, wodurch insbesondere der Tu- mor nicht wie geplant sterilisiert wird und als ungewünschter Nebeneffekt unnötig viel gesundes Gewebe beschädigt werden kann .

Es wird daher direkt vor der Bestrahlung erneut ein Bild des Patienten aufgenommen. Hierzu wird die Bildgebungseinrichtung CT2 verwendet; die Ausgestaltung dieser Bildgebungseinrichtung CT2 und/oder die Art der rekonstruierten Bilder kann sich von dem Planungs-CT PL-CT unterscheiden. So sind z.B. zwei- oder dreidimensionale CT-Aufnahmen oder Cone-Beam CT- Aufnahmen möglich, Fluoroskopie-Aufnahmen, Röntgenaufnahmen, Ultraschallaufnahmen, oder NMR-Aufnahmen, jeweils z.B. aus mehreren Richtungen und/oder in Kombination miteinander. Es können sowohl volumetrische als auch 2D-Datensätze zum Ein ^¬ satz kommen. Das von der Bildgebungseinrichtung CT2 erhaltene Bild wird im Folgenden - unabhängig davon, ob es ein zwei- oder dreidimensionales Bild ist und auf welche Weise die Da ^¬ ten hierfür erfasst werden - als Kontrollbild K-CT bezeichnet . Von Vorteil bei der im Folgenden erläuterten Vorgehensweise ist, dass das Kontrollbild K-CT der Bildgebungseinrichtung CT2 im Gegensatz zum Planungs-CT PL-CT nicht in Form von ka- librierten HU vorliegen muss. Dies ermöglicht es, Bildge- bungseinrichtungen CT2 einzusetzen, welche auf anderen physikalischen Vorgängen als die Computertomographie beruhen und somit keine HU-Werte liefern, wie z.B. NMR. Ferner ermöglicht dies auch, Kontrollbilder K-CT zu verwenden, welche aufgrund von Artefakten oder physikalischen Eigenschaften keine für eine Bestrahlungsplanung verwendbaren HU-Werte enthalten. Ein Beispiel hierfür sind CT-Bilder mit Bewegungsartefakten, welche durch Atem- und/oder Herzbewegung zustande kommen. Diese wären von verminderter oder gegebenenfalls sogar nicht von ausreichender Qualität, um sie als Planungs-CT PL-CT einzusetzen, für die Kontrolle bzw. Überarbeitung des Bestrahlungsplans reicht die Qualität jedoch aus, da nur die Ver ^¬ schiebung des Zielvolumens detektiert und auf das Planungs-CT angewendet werden muss, die verwendeten HUs jedoch vom Pla- nungs-CT PL-CT selbst stammen. Ferner kann der durch das Kontrollbild K-CT abgebildete Ausschnitt des Patienten kleiner als derjenige des Planungs-CTs PL-CT sein. Letzteres ist ins ^¬ besondere der Fall, wenn als Kontrollbild K-CT eine zweidi ^¬ mensionale Abbildung verwendet wird; denn bei dem Planungs-CT PL-CT handelt es sich um eine Volumenaufnahme.

Bevor das Kontrollbild K-CT aufgenommen wird, wird überprüft, dass die Patientenposition derjenigen bei Aufnahme des Planungs-CTs PL-CT entspricht. Besteht das Kontrollbild K-CT beispielsweise aus einem CT-Schnittbild des Patienten, so muss genau bekannt sein, in welcher Höhe innerhalb des drei ^¬ dimensionalen Planungs-CTs PL-CT dieses Schnittbild anzuord ^¬ nen ist. Diese korrekte äußere Patientenposition kann mit an sich bekannten Maßnahmen sichergestellt werden, wie z.B. der Verwendung von Markern auf der Patientenoberfläche, der Re ^¬ gistrierung der gesamten Patientenanatomie in Bezug auf den Übergang Körper-Luft oder der knöchernen Anatomie. Das Kontrollbild K-CT wird nun verwendet, um den von der Be- strahlungsplanungsvorrichtung BPV berechneten Bestrahlungsplan zu kontrollieren. Diese Kontrolle kann zu einer Verifikation, d.h. zu einer unveränderten Übernahme des Bestrahlungsplans für die Bestrahlung, oder auch zu einer Modifikation, d.h. zu einer Änderung des Bestrahlungsplans vor der Bestrahlung, führen. Die beiden Datensätze, d.h. das Pla- nungs-CT PL-CT und das Kontrollbild K-CT werden miteinander verglichen. Hierbei wird ermittelt, wie der Tumor im Pla- nungs-CT PL-CT verschoben und/oder rotiert und/oder hinsichtlich seiner Form verändert werden müsste, um mit demjenigen des Kontrollbildes K-CT möglichst gut übereinzustimmen. Hier ^¬ zu können verschiedene mathematische Algorithmen zum Einsatz kommen. Vorteilhafterweise wird im Rahmen eines Optimierungs ^¬ verfahrens ein Ähnlichkeitsmaß definiert und nach einem Maxi ^¬ mum für die Ähnlichkeit zwischen dem Kontrollbild K-CT und dem Planungs-CT PL-CT, welches den bereits verschobenen und/oder rotierten und/oder hinsichtlich seiner Form veränderten Tumor enthält, gesucht. Die besten Ergebnisse werden selbstverständlich erreicht, wenn es sich bei dem Kontrollbild K-CT wie auch bei dem Planungs-CT PL-CT um eine dreidimensionale Aufnahme handelt. Das Vorgehen ist jedoch hierauf nicht beschränkt; auch bei einem zweidimensionalen Kontroll ^¬ bild K-CT oder insbesondere der Kombination von verschiedenen Aufnahmemodalitäten für das Kontrollbild K-CT kann ein Abgleich mit der Lage, Orientierung und gegebenenfalls auch der Form des Tumors innerhalb des Planungs-CTs PL-CT stattfinden.

Es ist möglich, dass sich der Vergleich von Kontrollbild K-CT und Planungs-CT PL-CT auf den Tumor, d.h. dessen Position, Orientierung und Form, beschränkt. Denn das den Tumor umgebende Gewebe und die restliche Anatomie des Patienten verän ^¬ dern sich i.d.R. nur wenig. Betrachtet man beispielsweise ei ^¬ nen Lungentumor, so gilt, dass sich die Struktur des den Tumor umgebenden gesunden Weichteilgewebes im Brustbereich, sowie die Form der Rippen üblicherweise nicht oder nur über ei ^¬ nen längeren Zeitraum ändern. Diese Bestandteile können bei einem Abgleich von Kontrollbild K-CT und Planungs-CT PL-CT also außer Acht gelassen werden. Der Vorteil hiervon liegt darin, dass für die von der Lage des Tumors nicht betroffenen Teile des Patienten die genauen HU-Werte des Planungs-CTs PL- CT unverändert beibehalten werden können.

Bei dem Vergleich zwischen den beiden Datensätzen des Planungs-CTs PL-CT und des Kontrollbildes K-CT wird der Tumor innerhalb des Planungs-CTs PL-CT virtuell bewegt. Hinsicht ^¬ lich dieser Bewegung des Tumors innerhalb des Planungs-CTs PL-CT ist es möglich, verschiedene Arten von Bewegungen zuzulassen: zum einen existiert die Möglichkeit der rigiden Bewe ^¬ gung. In diesem Fall wird die Form des Tumors festgehalten und es wird eine Rotation und/oder eine Translation durchgeführt. Alternativ ist auch eine affine Bewegung möglich. In diesem Fall ist neben der Rotation und Translation auch eine Scherung und Skalierung des Tumors möglich. Eine dritte Alternative ist die elastische Bewegung. In diesem Fall sind neben den oben genannten Veränderungen des Tumors beliebige Arten von Deformationen zugelassen.

Nachdem durch die virtuelle Bewegung des Tumors innerhalb des Planungs-CTs PL-CT festgestellt wurde, welche Lage, Orientie ^¬ rung und gegebenenfalls auch welche Form der Tumor innerhalb des Planungs-CTs PL-CT haben müsste, um möglichst gut mit dem Kontrollbild K-CT übereinzustimmen, wird das Planungs-CT PL- CT dementsprechend angepasst. Auf diese Weise wird das Pla ^¬ nungs-CT CT-PL so geändert, dass es der aktuellen Anatomie entspricht, wie sie durch das Kontrollbild K-CT abgebildet wird. Dies erfolgt, indem Bildpunktwerte, d.h. HU-Werte, des Planungs-CTs PL-CT geändert werden: diejenigen Bildpunkte des Planungs-CTs PL-CT, an welchen sich gemäß dem Vergleich mit dem Kontrollbild K-CT Tumorgewebe befindet, werden mit dem HU-Wert des Tumorgewebes belegt. Dieser HU-Wert ist aus dem ursprünglichen Planungs-CT PL-CT bekannt; gegebenenfalls kann aus mehreren Bildpunkten des Tumorvolumens ein Mittelwert ge ^¬ bildet und dieser verwendet werden. Für manche Bildpunkte be ^¬ deutet dies ein Überschreiben der HU-Werte von gesundem Gewebe durch diejenigen von Tumorgewebe. Für andere Bildpunkte hingegen mag keine Veränderung der HU-Werte eintreten; hierbei handelt es sich um diejenigen Bildpunkte, bei welchen so ^¬ wohl gemäß dem ursprünglichen Planungs-CT PL-CT als auch gemäß der aktuellen Anatomie sich (kein) Tumorgewebe befindet.

Im Falle eines Lungentumors bedeutet die Änderung des Pla- nungs-CTs PL-CT, dass weniger dichtes Lungengewebe durch die wasserähnliche Dichte von Tumorgewebe (dies entspricht ca. 40 HU) und umgekehrt dichtes Tumorgewebe durch weniger dichtes gesundes Lungengewebe (dies entspricht ca. -800 HU) über ^¬ schrieben wird. Die „leeren" Stellen, von denen der Tumor wegverschoben wurde, wird mit der mittleren Dichte von gesundem Lungengewebe aufgefüllt. Der aktuelle Wert des gesunden Lungengewebes ist wenig kritisch, da sich aufgrund seiner ge- ringen Dichte nur kleine Einflüsse auf die Partikelreichweite ergeben .

Es werden also die HU-Werte innerhalb des Planungs-CTs PL-CT geändert, so dass der Tumor „künstlich" an die der aktuellen Anatomie entsprechende Position verschoben wird. Entsprechendes gilt auch für eine Rotation und Formveränderung des Tumors.

Das Kontrollbild K-CT wird also nicht direkt zur Berechnung des Bestrahlungsplans verwendet. Vielmehr dient es dazu, das Planungs-CT PL-CT zu verändern, um im Anschluss dieses erneut für eine Berechnung eines neuen Bestrahlungsplans oder die Adaptierung des ursprünglichen Bestrahlungsplans einsetzen zu können. Diese indirekte Verwendung des Kontrollbildes K-CT erlaubt es, die oben beispielhaft aufgezählten verschiedenen Arten von Kontrollbildern K-CT bzw. Bildgebungseinrichtungen CT2 einzusetzen.

Nachdem das Planungs-CT PL-CT wie beschrieben überarbeitet wurde, wird erneut ein Bestrahlungsplan errechnet. Dieser ba ^¬ siert auf der aktuellen Anatomie, so dass er für die Bestrah ^¬ lung verwendet werden kann. Anstelle einer vollständigen Neuberechnung kann auch das Verifizieren, dass der bisherige Be- strahlungsplan verwendbar ist, treten, oder eine Adaption des berechneten Bestrahlungsplans.

Um robuster gegenüber Unwägbarkeiten zu werden, ist es sinn- voll, bei Überschreiben der HU-Werte obere und/oder untere

Grenzwerte zu verwenden. Dadurch kann die Reichweite der Partikel bei einer auf dem überarbeiteten Planungs-CT PL-CT basierenden Bestimmung des Bestrahlungsplans beeinflusst wer ^¬ den. Wenn man beispielsweise sicherstellen möchte, dass das distale Ende des Tumors vollständig von der Bestrahlung er- fasst wird, ist es vorteilhaft, für das in Partikelstrahl ^¬ richtung vor dem Tumor liegende Gewebe einen oberen Grenzwert, d.h. große HU-Werte, zu verwenden. Auf diese Weise wird gewährleistet, dass die Eindringtiefe der Partikel bis zum distalen Ende des Tumors reicht. Soll andererseits sicherge ^¬ stellt werden, dass bestimmtes Gewebe keine Bestrahlungsdosis erhält, kann für das vor diesem sensiblen Gewebe von dem Partikelstrahl passierte Gewebe ein unterer Grenzwert, d.h.

niedrige HU-Werte, verwendet werden.

Außer der bisher beschriebenen interfraktionellen Bewegung eines Tumors stellt auch die intrafraktionelle Bewegung, d.h. die Bewegung des Tumors während der Bestrahlung, ein Problem dar. Diese Bewegung kommt hauptsächlich durch die Atmung des Patienten zustande. Bei der Bestrahlung von bewegten Zielvolumina werden üblicherweise Methoden eingesetzt, um diese Be ^¬ wegung zu kompensieren. Denn ohne eine Berücksichtigung der Bewegung kann die gewünschte Dosisverteilung im zu bestrahlenden Objekt in der Regel nicht erreicht werden. Bekannte Verfahren zur Berücksichtigung der Bewegung sind die zur Bewegung synchronisierte Strahlapplikation des Gating, bei welchem der Strahl nur eingeschaltet wird, wenn ein bestimmter Bewegungszustand und somit eine bestimmte Position des Tumors vorliegt, und des Tracking, bei welchem der Strahl der Bewe- gung des Tumors nachgeführt wird, sowie das Rescanning.

Die vorgestellte Vorgehensweise kann auch auf die Berücksich ^¬ tigung der intrafraktionellen Bewegung angewandt werden. Das Planungs-CT PL-CT enthält, wenn man die intrafraktionelle Be ^¬ wegung während der Bestrahlung berücksichtigen möchte, eine zeitliche Abfolge von Bildern, so dass die Bewegungstraj ekto ^¬ rie des Tumors bekannt ist. Es handelt sich in diesem Fall also um eine vierdimensionale CT-Aufnähme. Das Kontrollbild K-CT kann auch eine zeitliche Abfolge von Kontrollbildern enthalten, so dass die Bewegungstraj ektorie des Planungs-CTs PL-CT vollständig mit derjenigen der Kontrollbilder K-CT verglichen werden kann. Durch Vergleich der beiden Datensätze kann auf die oben für den statischen Fall beschriebene Weise die Bewegungstraj ektorie innerhalb des Planungs-CTs PL-CT den aktuellen Gegebenheiten angepasst werden.

Oftmals ist es jedoch so, dass sich die Lage eines intrafrak- tionell bewegten Tumors zwar auch interfraktionell ändert, z.B. durch eine Änderung des Füllstandes des Magens, die Form der Bewegungstraj ektorie jedoch annähernd gleich bleibt. Dies wurde z.B. in der Veröffentlichung

Jan-Jakob Sonke, Ph. D. Joos Lebesque, Ph. D. Marcel van Herk: „Variability of Four-Dimensional Computed Tomography

Patient Models", Int. J. Radiation Oncology Biol. Phys . , Vol. 70, No. 2, pp.590-598, 2008

festgestellt. Es genügt daher, wenn das Kontrollbild K-CT die Position des Tumors zu einem definierten Zeitpunkt innerhalb des Bewegungszyklus abbildet. Dieser definierte Zeitpunkt kann dann für einen Abgleich mit dem Planungs-CT PL-CT verwendet werden. Die Lage, Orientierung und gegebenenfalls auch die Form des Tumors wird im Planungs-CT PL-CT der aktuellen Anatomie angepasst, und von dieser angepassten Anordnung des Tumors aus verläuft die aus dem ursprünglichen Planungs-CT PL-CT bekannte Bewegungstraj ektorie .

Die Erfindung wurde voranstehend an einem Ausführungsbeispiel beschrieben. Es versteht sich, dass zahlreiche Änderungen und Modifikationen möglich sind, ohne dass der Rahmen der Erfindung verlassen wird.