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Nature Biotechnology (2023)Diesen Artikel zitieren

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Die akustische Bildgebung ionisierender Strahlung (iRAI) ermöglicht die Online-Überwachung der Wechselwirkungen der Strahlung mit dem Gewebe während der Strahlentherapie und liefert adaptives Echtzeit-Feedback für Krebsbehandlungen. Wir beschreiben ein volumetrisches iRAI-Bildgebungssystem, das die Kartierung der dreidimensionalen (3D) Strahlungsdosisverteilung in einer komplexen klinischen Strahlentherapiebehandlung ermöglicht. Die Methode basiert auf einem zweidimensionalen Matrix-Array-Wandler und einer passenden Mehrkanal-Vorverstärkerplatine. Die Machbarkeit der bildgebenden zeitlichen 3D-Dosisakkumulation wurde zunächst an einem gewebenachahmenden Phantom validiert. Als nächstes wurden semiquantitative iRAI-Relativdosismessungen in vivo in einem Kaninchenmodell verifiziert. Schließlich wurde mit einem klinischen Linearbeschleuniger eine Echtzeitvisualisierung der 3D-Strahlungsdosis erreicht, die einem Patienten mit Lebermetastasen verabreicht wurde. Diese Studien zeigen das Potenzial von iRAI zur Überwachung und Quantifizierung der 3D-Strahlungsdosisablagerung während der Behandlung, wodurch möglicherweise die Wirksamkeit der Strahlentherapie durch adaptive Echtzeitbehandlung verbessert wird.

Es hat sich gezeigt, dass Strahlentherapie (RT) die Ergebnisse von Krebspatienten verbessert und die damit verbundenen Symptome lindert1. Eine erfolgreiche Strahlentherapie setzt voraus, dass der Tumor mit der vorgesehenen ausreichenden Strahlendosis versorgt wird und gleichzeitig das umliegende normale Gewebe geschont wird2. Um ein solches gewünschtes therapeutisches Verhältnis zu erreichen, d. h. die Tumorkontrolle zu maximieren und gleichzeitig die Toxizität zu minimieren, muss die geplante Strahlendosis genau verabreicht werden3,4.

Um die Wirksamkeit der RT zu verbessern, wurden in den letzten Jahrzehnten fortschrittliche bildgesteuerte Abgabetechnologien vorgeschlagen und entwickelt5,6. Technologien wie intensitätsmodulierte RT und volumetrisch modulierte Arc-RT können einige der Einschränkungen ausgleichen, die mit dreidimensionaler (3D) konformer RT verbunden sind7,8; Allerdings bleibt die gezielte Behandlung sich bewegender Läsionen eine Herausforderung. Mehrere Studien haben Diskrepanzen zwischen geplanter und durchgeführter RT und deren Auswirkungen auf die Tumorkontrolle hervorgehoben9. Diese Unterschiede werden durch Einrichtungsfehler, Organbewegungen sowie anatomische Deformationen verschärft10,11, die die beabsichtigten Dosen, die im Laufe der Behandlung an das Ziel oder angrenzende normale Gewebe abgegeben werden, deutlich verändern können12,13,14. Derzeit besteht die gängige Praxis zur Erstellung eines Planungszielvolumens (PTV) darin, das klinische Zielvolumen mit einem räumlichen Spielraum zu erweitern, um Unsicherheiten bei der Einrichtung und Organverformungen zu berücksichtigen15. Darüber hinaus wird die Dosissteigerung bei vielen Krankheiten durch die Strahlenempfindlichkeit des angrenzenden normalen Gewebes begrenzt16,17. Bei Patienten mit Leberkrebs konnte in einer früheren Studie gezeigt werden, dass durch die Verringerung des Spielraums für Organbewegungen das effektive Behandlungsvolumen um bis zu 5 % reduziert werden kann (was zu einem um 4,5 % geringeren Komplikationsrisiko führt), was eine Erhöhung der Strahlendosis um ermöglichen würde 6–8 Gy, was zu einer verbesserten Tumorkontrolle um schätzungsweise 6–7 % führt (Lit. 18).

Um Probleme mit der Ziel- und normalen Gewebebewegung zu mildern, sind Technologien erforderlich, die in der Lage sind, die Tumorlokalisation zu überwachen und die abgegebene Dosis während der Behandlung abzubilden. Manchmal werden Bewegungssurrogate wie Fiducials19 oder aktives Anhalten des Atems mit Spirometrie zur Atemsteuerung eingesetzt20. Darüber hinaus wurden mehrere Onboard-Bildführungs-RT-Technologien (IGRT)21,22 eingesetzt, darunter elektronische Portal-Bildgebungsgeräte23,24, Kilovolt-Durchleuchtungsbildgebung und Kilo- oder Megavolt-Kegelstrahl-Computertomographie (CT) (CBCT). Keine dieser Technologien kann jedoch Echtzeitinformationen über die 3D-Dosisdeposition liefern. Es wurden auch sicherere nichtionisierende Technologien untersucht, etwa Ultraschallbildgebung25 und auf Oberflächenkameras basierende Systeme, die anfällig für subtile Fehlerquellen und Variabilität zwischen Benutzern sind. Um die Gewebeunterscheidung mit Echtzeitbildgebung besser aufzulösen, wurden integrierte Technologien wie CT-Linearbeschleuniger (LINACs), Magnetresonanztomographie-(MRT-)LINACs und Positronenemissionstomographie-LINACs für den klinischen Einsatz eingeführt26, aber CT, MRT oder Die Positronen-Emissions-Tomographie kann weder den Ort des Röntgenstrahls noch die Dosisablagerung im normalen Gewebe oder am Ziel überwachen. Derzeit ist die Bildführung mit Überwachung der abgegebenen Dosisrückmeldung grundsätzlich noch begrenzt27. Andererseits gibt es eine Vielzahl von Geräten zur klinischen Dosismessung (z. B. Dioden, thermisch/optisch stimulierte Dosimeter, Metalloxid-Halbleiter-Feldeffekttransistoren, Kunststoffszintillatoren, elektronische Portal-Bildgebungsgeräte, Gele und Filme). Diese Geräte beschränken sich jedoch meist auf Punktmessungen an der Außenfläche eines Patienten und sind nicht volumetrisch, nicht in Echtzeit und einige sind dosisleistungs- oder energieabhängig28. Neue Generationen von Detektoren können in vivo verwendet werden, liefern jedoch nicht die erforderlichen detaillierten anatomischen Informationen29,30,31. Daher besteht seit langem ein klinischer Bedarf an effektiveren Bildgebungstechnologien, die eine volumetrische In-vivo-Dosisabgabeüberwachung in Echtzeit während der RT zur Feedback-Anleitung ermöglichen.

Akustische Bildgebung mit ionisierender Strahlung (iRAI) ist eine nichtinvasive Bildgebungstechnologie, die die Strahlungsdosis mithilfe akustischer Wellen rekonstruiert, die aus der Absorption gepulster ionisierender Strahlungsstrahlen in Weichgewebe entstehen32,33. iRAI hat das Potenzial, die Dosisablagerung abzubilden und die Dosisakkumulation an tiefliegenden anatomischen Strukturen in Echtzeit während der RT zu überwachen. Im Gegensatz zu anderen Dosiskartierungsmethoden ist iRAI direkt proportional zur vom Zielgewebe absorbierten Strahlendosis. Mit der Vorkalibrierung des Grüneisen-Parameters, der mittleren Dichte, des Pulszeitprofils und der Sensorempfindlichkeit könnte die lineare Beziehung zwischen der absorbierten Dosis und der deponierten Dosis iRAI in die Lage versetzen, die absolute Dosisdeposition während der RT sowohl zu lokalisieren als auch zu quantifizieren32,33,34,35,36, 37. Kürzlich wurde die Machbarkeit von iRAI zur Echtzeitüberwachung der Fehlausrichtung zwischen dem Zieltumor und dem abgegebenen Strahl sowohl für konventionelle als auch für FLASH-Strahlungsbehandlungen (Ultra-High Dose Rate) vorgestellt32,34,38.

Um iRAI weiterzuentwickeln und seine klinische Umsetzung zu fördern, demonstrieren wir in dieser Studie ein klinisch einsetzbares iRAI-System für die volumetrische Echtzeitbildgebung der Strahlendosis mit hoher Empfindlichkeit und hoher räumlicher Auflösung, wie in Abb. 1a dargestellt. Dieses Bildgebungssystem wurde mit einem speziell entwickelten zweidimensionalen (2D) Matrix-Array-Wandler und einer passenden Mehrkanal-Vorverstärkerplatine (Abb. 1b) entwickelt, die von einem kommerziellen Forschungsultraschallsystem angetrieben wurden. Mit diesem Bildgebungssystem wurde iRAI erfolgreich mit einem Schweineschmalzphantom (Abb. 1c), einem In-vivo-Kaninchenmodell (Abb. 1d, e) und Krebspatienten durchgeführt, die sich einer Strahlentherapie auf einem klinischen LINAC-System unterzogen. Diese Studie realisierte eine semiquantitative 3D-Kartierung der Röntgenstrahlabgabe tief in den Körper während der Krebsbehandlung.

a, 3D-Schema des iRAI-Systems zur Kartierung der Dosisablagerung bei einem Patienten während der RT-Verabreichung. b, CAD-Ansicht eines 2D-Matrix-Arrays mit integrierter Vorverstärkerplatine. Das xyz-Koordinatensystem für den 3D-iRAI-Bildgebungsraum ist markiert. c, Der Versuchsaufbau für die Phantomstudien. d, Die Seitenansicht des Kaninchenversuchsaufbaus in einer klinischen Umgebung. e, Details zur Wandlerposition und Kopplung des Kaninchenversuchs.

Unter Verwendung des in Abb. 2a gezeigten schematischen Aufbaus ist das iRAI-Ergebnis für ein kleines Feld mit einer lateralen Ebene auf einem zylindrischen Speckphantom in Abb. 2b dargestellt. Das normalisierte Intensitätsprofil entlang der gepunkteten Linie im roten Feld ist in Abb. 2c dargestellt, wobei die Punkte die Pixelintensitäten zeigen. Die Kurve zeigt die angepasste Punktverteilungsfunktion, die eine Halbwertsbreite von 5 mm aufweist, was auf eine laterale räumliche Auflösung von etwa 5 mm schließen lässt. Der Querschnitt des iRAI-Ergebnisses entlang der axialen Richtung mit einem 1 × 3 cm großen Strahl ist in Abb. 2d dargestellt. Abbildung 2e zeigt die angepasste Linienspreizfunktion (LSF), die mit einem 1 × 3 cm großen Strahl aus der Vorderkante des iRAI-Bildes extrahiert wurde. Die Halbwertsbreite des LSF von 4 mm legt nahe, dass die axiale Auflösung des 2D-Arrays besser als 4 mm ist, was ungefähr der vorhergesagten theoretischen Auflösung unseres 350-kHz-Wandlers entspricht. Die von iRAI erkannten Strahlgrößen im Vergleich zu den Strahlgrößen des Strahlungsstrahls entlang der axialen Richtung sind in Abb. 2f dargestellt. Für jede gelieferte Strahlgröße werden der Mittelwert und die Standardabweichung (SD) der iRAI-Messungen angezeigt. Es wurde eine lineare Anpassung durchgeführt und ein R2 = 0,989 erreicht, was zeigt, dass das auf einem 2D-Array basierende iRAI-Bildgebungssystem die Strahlgröße mit einer maximalen Abweichung von 1,75 mm und einem Mittelwert ± sd von 1,25 mm genau messen kann.

a, Schematische Darstellung des iRAI-Phantom-Experiments zur Leistungskalibrierung. b, iRAI-Bildgebung mit dem 5 × 5 mm großen Strahlenfeld. Maßstabsleiste, 5 mm. c, Punktspreizfunktion (PSF) von iRAI in seitlicher Richtung. d, Querschnitt der iRAI-Bildgebung mit einem Strahlungsfeld von 3 × 1 cm. Maßstabsleiste, 5 mm. e, LSF des iRAI in axialer Richtung. f, Strahlbreiten von iRAI im Verhältnis zu den Strahlfeldgrößen der Strahlungsquelle entlang der axialen Richtung. Fehlerbalken sind sd für n = 5 unabhängige Messungen.

Ein C-förmiger Behandlungsplan mit einer in Abb. 3a gezeigten Dosisverteilung wurde an ein zylindrisches Phantom auf Schmalzbasis abgegeben (Abb. 1c). Das iRAI-Bild, das die gemessene relative Dosisverteilung im Phantom zeigt, weist eine C-Form auf, wie in Abb. 3b dargestellt. Die geplante Dosisverteilung und die im iRAI abgebildete Dosisverteilung werden in Abb. 3c verglichen, wo Isodosislinien von 60 % (blau) und 80 % (braun) der Maximaldosis dargestellt sind. Es besteht eine gute Übereinstimmung in der Form der 60- und 80-%-Isodosenlinien zwischen der geplanten Dosis und der im iRAI abgebildeten Dosis mit einem durchschnittlichen quadratischen Mittelfehler (rmse) von 0,0987. Zwischen den fünf unabhängigen iRAI-Bildgebungsergebnissen wurde eine Abweichung von weniger als 2 % erzielt, wie in der ergänzenden Abbildung 1 und dem ergänzenden Video 1 dargestellt, was darauf hindeutet, dass iRAI eine hohe Stabilität für die Messung der Dosisablagerung während der RT aufweist.

a, Die geplante Dosis für den C-förmigen 3D-CRT-Behandlungsplan. b, iRAI-Bildgebung des Ergebnisses der relativen hinterlegten Dosis für einen Behandlungsplan mit C-förmiger Dosisverteilung. c, Die 60- und 80-%-Isodosenlinien der geplanten Dosisverteilung und der im iRAI abgebildeten relativen Dosisverteilung. d, Die zeitliche Dosisakkumulation zu verschiedenen Zeitpunkten, abgebildet von iRAI während der Dosisabgabe eines C-förmigen Behandlungsplans. Maßstabsbalken a–d, 5 mm.

Beim C-förmigen Behandlungsplan lieferte das Truebeam LINAC-System (Varian) die Dosis mit 1.400 Monitoreinheiten pro Minute. Die zeitliche Dosisakkumulation im Phantom über die Abgabezeit von etwa 19 s wurde kontinuierlich von iRAI überwacht, wie in Abb. 3d dargestellt. Eine sich allmählich bildende C-förmige Dosisverteilung wurde im iRAI-Bild als Funktion der Zeit mit einem 2,4-s-Intervall deutlich gezeigt. Mit durchschnittlich mehr als 100 Impulsen für die iRAI-Bildrekonstruktion wurde in dieser Studie eine Bildrate von 3,3 Hz zur Überwachung der zeitlichen Dosisakkumulation erreicht und ist im Zusatzvideo 2 dargestellt. Die Ergebnisse zur Darstellung der abgegebenen Dosis zwischen zwei aufeinanderfolgenden Rekonstruktionszeitpunkten sind: dargestellt in der ergänzenden Abbildung 2 und dem ergänzenden Video 3. Da es typischerweise etwa 60–120 s dauert, bis ein Patient einen Teil der Behandlung erhält, wäre das iRAI-System in der Lage, eine ausreichende zeitliche Auflösung für die klinische Überwachung der Dosisabgabe bereitzustellen.

Vor der Simulation der Behandlungsplanung wurde die Anatomie des Kaninchens durch CT-Scannen ermittelt. Das vordere CT-Querschnittsbild in der vorderen Ebene der Vorder- und Hinterkante der geplanten Dosis ist in Abb. 4a bzw. d dargestellt. Die Definition der Vorder- und Hinterkanten ist in der Sagittalebene der Kaninchenquerschnittsbilder in der ergänzenden Abbildung 3 dargestellt. Die Fusion der geplanten Behandlungsdosisverteilungen und der CT-Bilder an denselben Positionen ist in Abbildung 4b, e dargestellt , jeweils. Wie in Abb. 4c, f gezeigt, wurden die Vorder- und Hinterkanten der iRAI-Bilder, die basierend auf dem Abstand zwischen dem 2D-Matrixarray und dem Isozentrum des Behandlungsplans aus dem iRAI-Volumenbild extrahiert wurden, mit dem entsprechenden CT verschmolzen Bilder. Beim Vergleich der iRAI-Bilder und des Behandlungsplans stimmten die Bereiche mit höherer Dosis der iRAI-Bilder sehr gut mit dem Plan überein und ergaben einen Effektivwert von 0,0570 bzw. 0,0691 für die Vorder- und Hinterkanten.

a, Das CT-Querschnittsbild eines Kaninchens an der Vorderkante der Behandlungsdosisabgabe. b: Der Behandlungsplan fusionierte die anatomische Struktur an der Vorderkante der Dosisabgabegrenze im CT. c, Das iRAI-Bild zeigt die mit dem CT-Scan verschmolzene Dosisverteilung an derselben Stelle von b. d, Das CT-Querschnittsbild des Kaninchens am hinteren Rand der Behandlungsdosisabgabe. e: Der Behandlungsplan wurde am hinteren Rand der Dosisabgabegrenze mit der CT-Anatomiestruktur verschmolzen. f, Das iRAI-Bild, das die mit dem CT-Scan verschmolzene Dosisverteilung an der gleichen Stelle von e zeigt. g, Die 60- und 80-%-Isodosenlinien der iRAI-Messung und des Behandlungsplans im Vorderkantenquerschnitt. h, Der DVH der iRAI-Messung an der Vorderkante der Kaninchenleber. Die Daten mit den blauen Bereichen werden als Mittelwert ± Standardabweichung für n = 3 unabhängige iRAI-Messungen dargestellt. i, Die 60- und 80-%-Isodosenlinien der IRAI-Messung und des Behandlungsplans im Hinterkantenquerschnitt. j, Der DVH der iRAI-Messung am hinteren Rand der Kaninchenleber. Die Daten mit den blauen Bereichen werden als Mittelwert ± Standardabweichung für n = 3 unabhängige iRAI-Messungen dargestellt. Maßstabsbalken in a und d, 2 cm; g und i, 5 mm.

Um die Dosisverteilung weiter zu quantifizieren, wurden 60- und 80-%-Isodosenlinien und ein digitales Flächenhistogramm (DAH)39 aus dem iRAI-Ergebnis mit denen des Behandlungsplans verglichen. Wie in Abb. 4g dargestellt, stimmte die Gesamtverteilung der Isodoselinien am Vorderrand des iRAI-Bildes gut mit dem Behandlungsplan überein. Entlang der vertikalen Richtung kann das iRAI-Bild die gleiche Dosisverteilung wie der Behandlungsplan auflösen. In horizontaler Richtung erscheint die durch das iRAI-Ergebnis dargestellte Dosisverteilung enger als die des Behandlungsplans. Drei unabhängige iRAI-Messungen an der Vorderkante wurden ebenfalls mit DAH quantifiziert, wie in Abb. 4h dargestellt. Der Trend des Histogramm-Prozentsatzes der iRAI-Messung ähnelt dem Behandlungsplan. Der blaue Bereich zeigt die Standardabweichung von drei unabhängigen iRAI-Messungen mit einem Mittelwert ± Standardabweichung von 0,0199, was darauf hinweist, dass die iRAI-Bildgebung der abgegebenen Dosis stabil ist. Darüber hinaus weist die in Abb. 4i dargestellte Isodoselinie am hinteren Rand im unteren Teil eine konsistente Dosisverteilung auf. Obwohl im oberen Bereich eine gewisse Diskrepanz zwischen dem Behandlungsplan und den iRAI-Ergebnissen zu erkennen ist, besteht insgesamt eine gute Überschneidungsübereinstimmung zwischen den beiden Verteilungen. Die DAH-Ergebnisse in Abb. 4j stellen die Beziehung zwischen drei unabhängigen iRAI-Messungen und dem Behandlungsplan mit einer Abweichung von weniger als 5 % dar. iRAI-Messungen hatten einen kleinen SD von 0,0288. Bei 70 bis 90 % der Maximaldosis kann eine etwas höhere Abweichung festgestellt werden, was auch mit den Ergebnissen der Isodosislinie in Abb. 4i übereinstimmt.

Die klinische Umgebung für die Durchführung der iRAI-Bildgebung bei einem Patienten ist in Abb. 5a dargestellt. Aufgrund des begrenzten Sichtfelds des 2D-Matrix-Arrays wurden nur die in der Leber auftretenden strahlungsinduzierten akustischen Effekte analysiert. Wie in Abb. 5b dargestellt, wurde dem Behandlungsplan eine Lebermaske hinzugefügt, die sicherstellte, dass im CT-Scan nur die in der Leber deponierte Dosis angezeigt wurde. Die iRAI-Messergebnisse der relativen Dosisabgabe der beiden sagittalen statischen Felder sind in Abb. 5c dargestellt. Die Position der Sagittalebene des iRAI-Bildes ist in der Sagittalebene der Querschnittsbilder des Patienten in der ergänzenden Abbildung 4 dargestellt. Aufgrund des begrenzten Signal-Rausch-Verhältnisses (SNR) war nur der zentrale Teil der Dosisverteilung vorhanden kartiert von iRAI. Der Strahlengang der beiden vorderen Strahlen wurde von iRAI nicht aufgelöst. Unter Berücksichtigung der Dosisverteilung des Behandlungsplans wurden Dosen von weniger als 50 % der Maximaldosis aus dem Behandlungsplan gestrichen. Dies führte zu einer rautenförmigen Dosiskarte, wie in Abb. 5d dargestellt. Vergleicht man die iRAI-Messung in Abb. 4c mit dem Behandlungsplan in Abb. 5d, stimmen sowohl die Dosisorte als auch die Gesamtverteilungen gut überein. Um die Genauigkeit der relativen Dosiskartierung des iRAI weiter zu quantifizieren, wurden die 50- und 90-%-Isodosenlinien basierend auf der normalisierten Dosis sowohl im iRAI-Bild als auch im klinischen Behandlungsplan gezeichnet40. Die beiden zentralen Dosisverteilungen stimmten gut überein, insbesondere bei höheren Dosen (90 %-Isodosenlinie), wie in Abb. 5e dargestellt. Darüber hinaus wies die 50 %-Isodosenlinie eine relativ starke Variation auf, nur der zentrale Teil um das Ziel herum wurde von iRAI erfolgreich abgebildet, was angesichts des begrenzten Sichtfelds des 2D-Matrix-Arrays mit einem Effektivwert von 0,0787 sinnvoll ist.

a: Ein Foto der iRAI-Bildgebung an einem Patienten, aufgenommen während der RT. b, Die Dosisverteilung nur der beiden statischen Sagittalstrahlen des Behandlungsplans mit einer Lebermaske, die mit der anatomischen Struktur des CT-Scans verschmolzen ist. Maßstabsleiste, 5 cm. c, Die iRAI-Dosismessung mit einer Lebermaske, die an der CT-Anatomiestruktur an derselben Position wie b befestigt ist. Das gelbe gestrichelte Kästchen zeigt das Sichtfeld des 2D-Matrix-Arrays an. d, Dosisverteilung (>50 %) des Behandlungsplans mit einer Lebermaske, die mit der CT-Anatomiestruktur verschmolzen ist. e, Die 50- und 90-%-Isodosenlinien in der iRAI-Messung und im Behandlungsplan. Maßstabsleiste, 2 cm. Die rote Linie in b–d zeigt die Grenze der Leber an.

Ziel dieser Studie war es, eine klinisch anwendbare Technik zu demonstrieren, um die Präzision der In-vivo-Dosisüberwachung während der RT zu erhöhen, indem die Dosisablagerung abgebildet und die zeitliche Dosisakkumulation während der Behandlung in Echtzeit aufgelöst wird. Um dieses Ziel zu erreichen, wurde ein volumetrisches iRAI-Bildgebungssystem in klinischer Qualität entwickelt. Dies wurde durch die Verwendung eines speziell entwickelten 2D-Matrix-Arrays mit einer zentralen Frequenz und Bandbreite erreicht, die dem Spektrum der durch einen 4-µs-Strahlungsimpuls induzierten akustischen Welle entspricht. Dies, zusammen mit der speziell entwickelten großen Größe der Wandlerelemente, erhöhte die Empfindlichkeit der Erkennung des durch schwache Strahlung induzierten akustischen Signals. Um die Erkennungsempfindlichkeit weiter zu verbessern, wurde eine speziell entwickelte rauscharme Mehrkanal-Vorverstärkerplatine zur Signalverstärkung in das Matrix-Array integriert, bevor die Signale vom Forschungsultraschallsystem erfasst werden. Diese Studie konnte das intrinsisch schwache thermoakustische Signal nachweisen, das durch den Strahlungsstrahl in tiefem Gewebe wie der Leber induziert wird.

Wie die Ergebnisse zeigen, kann die C-förmige Dosisverteilung mithilfe von iRAI mit hoher Genauigkeit online abgebildet werden, während die iRAI-Messungen des Kaninchens eine hohe Konsistenz zwischen der gemessenen Dosisverteilung und der vom Behandlungsplanungssystem generierten Dosisverteilung zeigten. Sowohl in vitro als auch in vivo wiederholte Stabilitätsmessungen legen nahe, dass das iRAI-System eine hohe Stabilität bei der Abbildung der abgegebenen Dosis aufweist. Obwohl in der Patientenstudie die akustische Inhomogenität menschlicher Gewebe vernachlässigt wurde und das Sichtfeld des 2D-Matrix-Arrays hier eingeschränkt war, zeigte die iRAI-Messung deutlich eine Dosisverteilung ähnlich der des Behandlungsplans in vivo. Obwohl die Behandlungspläne sowohl für das Kaninchenmodell als auch für den Patienten relativ einfacher sind als herkömmliche Verfahren zur Behandlungsplanung, zeigten die Ergebnisse dieser Studie, dass iRAI eine klinisch durchführbare und praktische Technik zur Echtzeitkartierung der 3D-Dosisablagerung während der Strahlentherapie ist. Durch den Einsatz modernster Bildverarbeitungs- und Anzeigetechnologien konnte die volumetrische iRAI-Dosismessung gleichzeitig während der Strahlendosisabgabe an ein tief sitzendes Organ wie die Leber erreicht werden. Eine kontinuierlich gebildete C-förmige Dosis während der Strahlenbehandlung zeigt ein vielversprechendes Ergebnis für die direkte Visualisierung der Dosisakkumulation eines Behandlungsplans während der Abgabe, was ein wichtiger Schritt für die Einrichtung eines Online-Feedbacksystems für die aktive RT-Überwachung ist. Um die Genauigkeit von iRAI für die Dosiskartierung zu quantifizieren, wurden Isodosislinie und DAH, zwei der klinischen Standardmethoden zur Qualitätssicherung, für die relative Dosismessung von iRAI geschätzt39,41. Die gut aufeinander abgestimmten Isodosislinien der normalisierten iRAI-Messung und des klinischen Behandlungsplans liefern einen Grundsatzbeweis für die räumliche Genauigkeit der iRAI-Messung bei der Abbildung der Dosisablagerung in einer klinischen Umgebung. Die DAH-Ergebnisse der iRAI-Messung und des Behandlungsplans in der Kaninchenleber zeigen die gleiche Dosisverteilung, was auch die Genauigkeit von iRAI für die relative 3D-Dosisverteilungskartierung bestätigt.

Trotz der vielversprechenden Ergebnisse, die mit dem volumetrischen Bildgebungssystem iRAI erzielt wurden, gibt es noch einige Einschränkungen, die durch die zukünftige Entwicklung dieser Technologie behoben werden könnten. Erstens sollte die Empfindlichkeit von iRAI bei der Erkennung der Dosisverteilung verbessert werden. Wie unsere Patientenstudie gezeigt hat, kann der Bereich mit hoher Dosis durch die volumetrische iRAI-Bildgebung mit hoher Genauigkeit abgebildet werden, während die Bereiche mit niedrigerer Dosisintensität mit dem aktuellen System immer noch eine Herausforderung darstellen. Da eine mehrfache Mittelung erforderlich ist, um ein ausreichendes SNR für die Dosisrekonstruktion zu erreichen, ist der aktuelle Erfassungsbereich durch die Größe der im interessierenden Bereich abgegebenen absoluten Dosis begrenzt. Um die Nachweisempfindlichkeit zu verbessern, sollten nicht nur das Ultraschallarray und die Vorverstärker, sondern auch das System zur Signaldigitalisierung, -verarbeitung und Bildrekonstruktion weiter optimiert werden. Zweitens ist die volumetrische Dosisverteilung in tiefen Geweben, die das aktuelle Bildgebungssystem darstellt, nur semiquantitativ, was relative Dosismessungen ermöglicht. Der normalisierte Farbbalken jedes iRAI-Bildes zeigt die relative Dosis anstelle der absoluten Dosis an. Um eine iRAI-Bildgebung zu erreichen, die eine absolute Dosismessung ermöglicht, ist ein Protokoll für eine umfassende Kalibrierung erforderlich, das die Signalantwort des Bildgebungssystems, die zeitliche Form des Strahlungsimpulses und die Gewebeeigenschaften (z. B. physikalische Dichte, Geschwindigkeit) berücksichtigt Schall, Wärmeausdehnungskoeffizient und spezifische Wärmekapazität). Dieser Prozess wurde für die Photonen- und Elektronen-Cerenkov-Bildgebung mit entsprechender Budgetunsicherheit demonstriert und könnte auch hier angewendet werden42,43. Insbesondere bei iRAI sind die Gewebeeigenschaften bei jedem Individuum unterschiedlich, was jedoch mit den vorhandenen bildgebenden Verfahren wie CT, MRT und Ultraschall gemessen werden könnte und Informationen könnten mithilfe von Methoden der künstlichen Intelligenz in den Rekonstruktionsalgorithmus einfließen36,44, 45. Drittens ist die räumliche Auflösung des aktuellen Bildgebungssystems noch begrenzt. Wie aus den quantifizierten Bildgebungsergebnissen hervorgeht, betragen die axiale Auflösung und die laterale Auflösung des aktuellen Systems 4 bzw. 5 mm. Diese räumliche Auflösung ist zwar bereits besser als die klinisch realistische Genauigkeit von 5 mm46, kann aber noch weiter verbessert werden. Um der niedrigen Frequenz des akustischen Signals gerecht zu werden, das durch die Dauer des Strahlungsimpulses von 4 µs erzeugt wird, arbeitet das speziell entwickelte Matrix-Array mit einer Zentralfrequenz von 350 kHz. Wenn künftig mit einem Strahlungsbündel mit kürzerer Pulsdauer gearbeitet wird, können Wandler mit höheren Mittenfrequenzen eingesetzt werden, die zu einer höheren räumlichen Auflösung führen. Viertens ist das aktuelle iRAI-System ein Einzelmodalitätssystem und kann nicht gleichzeitig eine Puls-Echo-Ultraschallbildgebung ermöglichen. Dies liegt an der Einschränkung, dass die Vorverstärkerplatine des aktuellen iRAI-Systems nur Ultraschallimpulse empfängt und nicht senden kann. Darüber hinaus passt die zentrale Frequenz des aktuellen 2D-Arrays nur zur iRAI-Erfassung und kann keine akzeptable Qualität der Ultraschallbildgebung liefern, die typischerweise im MHz-Bereich (ungefähr 1–3 MHz) liegt. Angetrieben durch eine gut konzipierte Vorverstärkerplatine und ein Zweifrequenz-2D-Matrix-Array, das sowohl den Empfang als auch die Übertragung ermöglicht, könnten künftig iRAI und volumetrische Ultraschallbildgebung gleichzeitig während der RT durchgeführt werden, so dass sowohl die 3D-Dosisabscheidung als auch die Gewebebewegung möglich wären können gleichzeitig überwacht werden. Aufgrund der begrenzten Bandbreite des 2D-Matrix-Arrays bildet iRAI schließlich hauptsächlich die Ränder des Strahlungsfelds ab, was auch Konsequenzen für die Beurteilung der absoluten Dosisabgabe in 3D hat. Mögliche Lösungen können aus dem gut entwickelten Bereich der photoakustischen Bildgebung gelernt werden, indem bessere Rekonstruktionsalgorithmen und Erfassungshardware implementiert werden47,48. Darüber hinaus ist iRAI als ultraschallbasierte Bildgebungsmodalität auf mit der Ultraschallbildgebung kompatible Organe (z. B. Leber, Brust, Prostata und Gebärmutterhals) anwendbar und unterliegt denselben Einschränkungen wie die Ultraschallbildgebung in Organen, die Körperhöhlen und Knochen enthalten.

Zusammenfassend beschreibt diese Studie ein volumetrisches Online-Bildgebungssystem iRAI, das die Dosisablagerung tief im Inneren eines menschlichen Patienten, der eine Strahlentherapie-Fraktion erhält, direkt abbildet, ohne die Behandlungsabgabe zu unterbrechen. Obwohl sowohl die Empfindlichkeit als auch die räumliche Auflösung von iRAI weiter verbessert werden könnten, ermöglichte das aktuelle System diese Proof-of-Concept-Experimente an Phantomen, Tieren und insbesondere an Menschen und demonstrierte damit die Machbarkeit von iRAI für die klinische Anwendung während der konventionellen RT Kartierung der Dosisablagerung für jede Behandlungsfraktion. Das in dieser Arbeit vorgestellte iRAI-System verspricht auch Anwendungen in fortgeschrittenen RT-Modalitäten bei der Online-Überwachung und der genauen Quantifizierung der Strahlungsdosisablagerung, wie etwa adaptive Echtzeit-Strahlentherapie, FLASH RT und Protonentherapie.

Ein klinisch einsatzbereites iRAI-Bildgebungssystem wurde von unserem vorherigen Prototyp eines iRAI- und Ultraschall-Dual-Modality-Bildgebungssystems32 übernommen (siehe Abb. 1a). Um die Systemempfindlichkeit weiter zu verbessern und die Fähigkeit zur volumetrischen Bildgebung zu erweitern, wurden der iRAI-Detektor und die Verstärkungskomponenten gründlich neu gestaltet, um eine Echtzeit-3D-Bildgebung der abgegebenen Dosis während der RT zu ermöglichen. In diesem System wurden die akustischen Strahlungssignale durch ein speziell entwickeltes 2D-Planarmatrix-Array (Imasonics, Inc.) mit 32 × 32 = 1.024 (116,6 × 116,6 mm) Elementen, 3,45 × 3,45 mm Elementabmessungen und 0,2 mm Schnittfuge erfasst. Die Zentralfrequenz von 0,35 MHz mit 50 % Bandbreite wurde gewählt, um dem Leistungsspektrum der akustischen Strahlungssignale zu entsprechen, die durch den etwa quadratischen Röntgenimpuls von 4 µs erzeugt werden. Dies ist entscheidend, um das SNR bei der Erkennung akustischer Strahlungssignale zu verbessern, sodass eine hochempfindliche Dosiskartierung in Echtzeit realisiert werden kann. Um das SNR weiter zu verbessern, wurde ein speziell entwickelter 1.024-Kanal-Vorverstärker (AMP 1024-19-001, Photosound Technologies, Inc.) mit 46 dB Verstärkung vollständig in das 2D-Matrix-Array integriert, wie in Abb. 1b dargestellt. Durch dieses Design wurde die Kabelverbindung zwischen den Wandlerelementen und dem Vorverstärker vermieden und das möglicherweise auftretende Rauschen minimiert. Das 2D-Matrix-Array mit der integrierten Vorverstärkerplatine wurde von einem 256-Kanal-Forschungsultraschallsystem mit Betriebssoftware v.4.4.0 (Vantage, Verasonics Inc.) über einen 4-zu-1-Multiplexer angetrieben, der von einem Arduino-Mikrocontroller gesteuert wurde. Der Impulsauslöser des LINAC wurde durch einen Verzögerungsgenerator präzise gesteuert und mit dem Multiplexer und dem Ultraschallsystem synchronisiert. Für alle vier LINAC-Trigger wurde ein Erfassungsprozess durch die 1.024 Kanäle erreicht. Die iRAI-Bilder wurden mit 25-facher Mittelung angezeigt, um das SNR weiter zu verbessern.

Um die Leistung des neu entwickelten 3D-iRAI-Bildgebungssystems auf Basis des 2D-Matrix-Arrays zu überprüfen, wurde eine Auflösungskalibrierung mit einem statischen 6-MV-Strahl von einem klinischen LINAC (TrueBeam, Varian Medical System Inc.) durchgeführt. Wie in Abb. 1c gezeigt, wurde ein zylindrisches Schmalzphantom in einem Plastikgefäß mit 15 cm Durchmesser als Referenz für die Kalibrierung hergestellt. Der untere Teil des Gefäßes wurde entfernt und mithilfe von Ultraschall-Kopplungsgel mit der Oberfläche des 2D-Matrix-Arrays gekoppelt. Um die laterale Auflösung zu kalibrieren, wurde vom LINAC ein 5 × 5 mm großes Strahlungsstrahlfeld geliefert, das auf die Mitte des Speckphantoms gerichtet war. Der Strahl-zu-Array-Abstand durch das Schmalz betrug etwa 10 cm. Die axiale Auflösung wurde mithilfe eines LSF durch eine Vorderkante eines 1 × 3 cm großen Strahls kalibriert. Um die Leistung des Systems bei der Messung der Größe des Strahlungsbündels in 3D zu überprüfen, bestrahlten Strahlungsbündel unterschiedlicher Größe das Phantom von oben. Die Größe des Strahls entlang der seitlichen Richtung des 2D-Arrays wurde bei 1 cm gehalten, während die Größe entlang der axialen Richtung in Schritten von 1 cm von 1 auf 5 cm geändert wurde, geformt durch Steuerung des mehrblättrigen Kollimators des LINAC. Zur weiteren statistischen Analyse wurden fünf unabhängige iRAI-Volumenbilder unterschiedlicher Strahlgrößen aufgenommen.

Um die Machbarkeit dieses Bildgebungssystems bei der Abbildung der Dosisablagerung und der Überwachung der zeitlichen Dosisakkumulation während einer Strahlenbehandlung zu überprüfen, wurde ein Behandlungsplan mit einer C-förmigen Dosisverteilung nach einem klinischen Protokoll erstellt. Die Bestrahlung erfolgte an demselben zylindrischen Speckphantom, das zuvor beschrieben wurde. Die in Abb. 3a dargestellte 3D-konforme Strahlenbehandlung (3D-CRT) bestand aus 23 Strahlwinkeln, die mit einer maximalen Dosis von 7 Gy von einem TrueBeam-Beschleuniger (Varian Medical Systems) mit freiem 6-MV-Abflachungsfilter abgegeben wurden. Während der Strahlungsabgabe wurde das Isozentrum der Behandlung auf die geometrische Mitte des Phantoms ausgerichtet. Basierend auf diesem C-förmigen Zielbehandlungsplan wurden zwei verschiedene Experimente durchgeführt, um sowohl die Dosisverteilungskartierung als auch die zeitliche Dosisakkumulationsüberwachung zu bewerten. Um die Kartierung der Dosisabgabe jedes geplanten Strahls zu beurteilen, wurden die strahlungsinduzierten akustischen Signale während der Dosisabgabe kontinuierlich erfasst und dann durch einen Delay-and-Sum-Bildrekonstruktionsalgorithmus über MATLAB 2020a (Mathworks) verarbeitet. Sobald die Dosisabgabe abgeschlossen war, wurden die erfassten akustischen Signale jedes Strahls kohärent kombiniert, indem die Signale jedes Impulses und jedes Elements summiert wurden, um ein iRAI-Bild für den gesamten Behandlungsplan zu erstellen. Nach der Verzögerungs- und Summenrekonstruktion wurde eine Hülle entlang der Normalenrichtung des 2D-Matrixarrays gebildet. Zur weiteren statistischen Analyse wurden fünf unabhängige volumetrische iRAI-Bildaufnahmen desselben Behandlungsplans erfasst. Zur Überwachung der zeitlichen Dosisakkumulation wurde das iRAI-Bild während der Strahlenabgabe im Durchschnitt alle 25 vollständigen Aufnahmen (entspricht 100 Strahlungsimpulsen) rekonstruiert und angezeigt. Das online angezeigte Bild wurde in zwei Formaten angezeigt: (1) akkumulierte Gesamtdosis; und (2) die abgegebene Dosis zwischen zwei aufeinanderfolgenden Rekonstruktionszeitpunkten. Zur weiteren statistischen Analyse wurden drei unabhängige iRAI-Volumenbilder desselben Behandlungsplans aufgenommen.

Tierversuche wurden unter Verwendung eines Kaninchenmodells durchgeführt, um die Machbarkeit von iRAI bei der Abbildung der Dosisablagerung während der RT in vivo mit einem klinischen Behandlungsplan zu untersuchen. Die Fotografie des Bildaufbaus ist in Abb. 1d dargestellt. Alle Tierversuche wurden vom Institutional Animal Care and Use Committee der University of South Florida Research Integrity and Compliance (Combined Radiation Acoustics and Ultrasound Imaging for Real-Time Guidance in Radiotherapy, IS00008026) genehmigt. An dieser Studie waren zwei weibliche weiße Neuseeland-Kaninchen (4,5–5 kg) im Alter von 6 Monaten beteiligt, die bei Charles River bestellt wurden. Für diese beiden Kaninchen wurde ein CT-Scan (CT-Simulation) als Eingabe in das Behandlungsplanungssystem (Raystation 11A, RaySearch Laboratories) durchgeführt. Der Behandlungsplan bestand aus vier 6-MV-Abflachungsfilter-freien 3 × 3 cm-Strahlen in verschiedenen Gantry-Winkeln (30, 40, 320 und 340 °) entlang der Vorderebene des Kaninchens, wobei die Leber im Isozentrum platziert war, bestehend aus einer Maximaldosis von 5,36 Gy für jede Fraktion.

Während des Experiments wurde die Anästhesie mit Ketamin (40 mg kg−1) durch intramuskuläre Injektion eingeleitet und mit 1,5 % Isofluran und Sauerstoff unter Verwendung eines V-Gels (J1350D, Jorgensen Laboratories) und eines Matrx-Verdampfers (MidMark Corporation) aufrechterhalten. Die Vitalwerte (Herzfrequenz, Atemfrequenz, Sauerstoffsättigung und Körpertemperatur) wurden kontinuierlich mit einem SurgiVet Advisor-Vitalparametermonitor (Smiths Medical) überwacht, um die Tiersicherheit zu gewährleisten und den Anästhesiegrad zu bewerten. Um die Körpertemperatur stabil zu halten, wurde ein einstellbares Heizkissen mit Wasserzirkulation (TP-700, Stryker Corporation) verwendet. Das 2D-Matrix-Array war direkt dem Isozentrum der Tiere zugewandt. Die Detektionsoberfläche des 2D-Matrix-Arrays war direkt dem Isozentrum zugewandt und parallel zur vorderen Ebene der Kaninchen positioniert, die sich in Rückenlage mit dem Kopf zur Gantry befanden. Zur akustischen Kopplung zwischen dem Bauch des Kaninchens und der Array-Oberfläche wurde ein mit Wasser gefüllter Ballon verwendet, wie in Abb. 1e dargestellt. Der Abstand zwischen Isozentrum und Array-Oberfläche betrug 15 cm. Vor der Behandlung wurde zur Bildführung während der Positionierung ein CBCT-Scan durchgeführt. Anschließend wurden drei aufeinanderfolgende Behandlungsfraktionen durchgeführt, um die Dosis an die Kaninchenleber abzugeben und zur statistischen Analyse mit iRAI abzubilden. Die Tiere wurden direkt nach der letzten Behandlung eingeschläfert.

Diese Studie an menschlichen Patienten wurde durchgeführt, um die klinische Machbarkeit von iRAI bei der Kartierung der Dosisablagerung in einer Behandlungsfraktion weiter zu bewerten. Die Studie wurde vom Institutional Review Board der University of Michigan genehmigt (UMCC 2017.160 Pilot Study of Combined Radiation Acoustics and Ultrasound Imaging for Guidance in Radiotherapy, HUM00139322). Die Einverständniserklärung wurde eingeholt, nachdem die Art und die möglichen Konsequenzen der Studien erläutert wurden. In dieser Studie wurde ein 60-jähriger Mann behandelt, bei dem Lebermetastasen diagnostiziert wurden. Um die Beeinträchtigung der RT zu minimieren, wurde der Behandlungsplan für jede Fraktion in zwei Teile geteilt. Der erste Teil war für die iRAI-Bildgebung bestimmt und bestand aus Strahlen mit 2,087 bzw. 0,877 Gy, die in die obere bzw. untere vordere Richtung abgegeben wurden. Zwei vordere Strahlen mit einem Winkel von 60° bildeten eine rautenförmige Dosis im zentralen Teil der Leber, wo sich der Tumor befand. Der zweite Teil war ein Plan für die volumetrisch modulierte Lichtbogentherapie (VMAT), um sicherzustellen, dass die verabreichte Gesamtdosis den klinischen Anforderungen entspricht. Die 3D-Strahlanordnungen des Behandlungsplans sind in der ergänzenden Abbildung 5 dargestellt. Insbesondere umfasste die CT-Simulation eine 4D-CT und einen Kontrastscan mit angehaltenem Atem und einer Verzögerung von 40 Sekunden. Der Kontrastscan wurde mit der 4D-CT kombiniert und ein Bruttotumorvolumen und ein internes Zielvolumen wurden erstellt, um die Atembewegung des Tumors einzubeziehen. Zur Erstellung des PTV wurde ein Rand von 5 mm in der Axialebene und 8 mm oben und unten auf das interne Zielvolumen angewendet. Die verordnete Strahlendosis betrug insgesamt 54 Gy und wurde in drei 18-Gy-Fraktionen an das PTV abgegeben. Das PTV-Volumen, das 100 % der verschriebenen Dosis erhielt (V100 %), betrug 98,5 % und die Mindestdosis für 100 % des PTV-Volumens (D100 %) betrug 90,1 %. Der Behandlungsplan durchlief einen Standardoptimierungsprozess. Alle Standardgrenzwerte für gefährdete Organe in der Richtlinie zum Behandlungsplan wurden eingehalten. Die Strahlanordnung bestand aus einem axialen VMAT-Bogen, der 89 % der Verordnung lieferte, und zwei sagittalen statischen Feldern, die 4,8 und 6,2 % lieferten. Die statischen Felder wurden ausgewählt, um den Schallkopf zu vermeiden, und optimiert, um die Dosis auf gefährdete Organgrenzen zu begrenzen, wie in den Dosisvolumenhistogrammen (DVHs) in der ergänzenden Abbildung 5d dargestellt. Die Behandlung erfolgte mittels standardmäßiger CBCT-basierter IGRT, gefolgt von der Abgabe des Axialbogens. Während der VMAT gab es keine iRAI-Bildgebung. Nachdem der axiale Bogen behandelt und die Liege um 90° gedreht worden war, wurde der iRAI auf die beiden sagittalen statischen Strahlen angewendet, wie in Abb. 5 dargestellt. Bei den beiden Strahlen handelte es sich um 6-MV-Röntgenstrahlen im Flattening Filter-Free (FFF)-Modus . Das vordere Feld lieferte 141 Monitore, der untere Strahl verwendete 187 Monitoreinheiten bei einer Dosisleistung von 1.400 Monitoreinheiten pro Minute.

Während der iRAI-Bildgebung wurde das 2D-Matrix-Array von einem selbstgebauten mechanischen Arm gehalten, der vier Freiheitsgrade bot. Der Arm war direkt an einem mobilen Wagen befestigt, der alle elektronischen Geräte trug, wie in Abb. 5a dargestellt. Um den Zielbereich in der Mittelachse des Sichtfelds zu lokalisieren, wurde das Geometriezentrum des 2D-Matrix-Arrays 4 cm über dem Isozentrum festgelegt. Zur akustischen Kopplung wurde ein mit Wasser gefüllter Ballon, dessen Oberfläche mit Ultraschall-Kopplungsgel versehen war, direkt an der Oberfläche des Arrays befestigt. Die andere Seite des Ballons berührte mit leichtem Druck die Haut des Bauches. Der Gesamtabstand zwischen der 2D-Matrixanordnung und der Zielmitte wurde auf 17 cm festgelegt.

Weitere Informationen zum Forschungsdesign finden Sie in der mit diesem Artikel verlinkten Nature Portfolio Reporting Summary.

Die Autoren erklären, dass die Daten, die die Ergebnisse dieser Studie stützen, im Papier und seinen ergänzenden Informationsdateien verfügbar sind. Die bildgebenden Rohdaten des Aufnahmegeräts sind bei Deep Blue Data der University of Michigan verfügbar (https://doi.org/10.7302/g05r-5a43).

Die Codes für die Datenerfassung und Datenverarbeitung sind bei University of Michigan Deep Blue Data (https://doi.org/10.7302/g05r-5a43) verfügbar.

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Wir danken den Mitarbeitern der Tierpflegeeinrichtungen im Moffitt Cancer Center für ihre Hilfe beim Umgang mit den Kaninchen während des Experiments und den Mitarbeitern der Abteilung für Radioonkologie der University of Michigan für die Zusammenarbeit bei der Patientenstudie. Diese Arbeit wurde durch das Stipendium Nr. des National Cancer Institute unterstützt. NIH R37CA222215 (IEN), National Cancer Institute Grant-Nr. P30CA046592 und das Michigan Institute for Clinical and Health Research unter der Fördernr. UL1TR002240 (WZ). Der Inhalt liegt ausschließlich in der Verantwortung der Autoren und gibt nicht unbedingt die offiziellen Ansichten der National Institutes of Health wieder.

Diese Autoren haben gleichermaßen beigetragen: Wei Zhang, Ibrahim Oraiqat, Dale Litzenberg.

Abteilung für Biomedizintechnik, University of Michigan, Ann Arbor, MI, USA

Wei Zhang, Kai-Wei Chang, Paul L. Carson und Xueding Wang

Abteilung für maschinelles Lernen, Moffitt Cancer Center, Tampa, FL, USA

Ibrahim Oraiqat und Issam El Naqa

Abteilung für Radioonkologie, University of Michigan, Ann Arbor, MI, USA

Dale Litzenberg, Scott Hadley, Martha M. Matuszak, Kyle C. Cuneo und Issam El Naqa

Abteilung für Nukleartechnik, University of Michigan, Ann Arbor, MI, USA

Noora Ba Sunbul & Martha M. Matuszak

Abteilung für Radioonkologie, Moffitt Cancer Center, Tampa, FL, USA

Christopher J. Tichacek, Edward G. Moros und Issam El Naqa

Abteilung für Radiologie, University of Michigan, Ann Arbor, MI, USA

Paul L. Carson & Xueding Wang

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IEN, XW und KCC haben die Idee entwickelt und die Experimente entworfen. EGM und PLC waren an der Optimierung des Versuchsdesigns und der Fortschrittsdiskussion beteiligt. WZ, IO, DL, K.-WC und NBS führten die Experimente durch. SH, MMM und CJT kümmerten sich um den Behandlungsplan. WZ hat den ersten Entwurf des Manuskripts verfasst. Alle Autoren waren an der Datenanalyse und kritischen Überarbeitung des Manuskripts beteiligt.

Korrespondenz mit Kyle C. Cuneo, Xueding Wang oder Issam El Naqa.

Die folgenden Autoren haben zuvor eine Patentanmeldung (Nr. WO2020227719) veröffentlicht, die für dieses Manuskript relevant ist: IEN, XW, PLC, KCC, WZ und IO. Die übrigen Autoren erklären keine konkurrierenden Interessen.

Nature Biotechnology dankt Mohamed Abazeed, Julie Lascaud und den anderen, anonymen Gutachtern für ihren Beitrag zum Peer-Review dieser Arbeit.

Anmerkung des Herausgebers Springer Nature bleibt hinsichtlich der Zuständigkeitsansprüche in veröffentlichten Karten und institutionellen Zugehörigkeiten neutral.

Ergänzende Abbildungen. 1–5, Diskussion und Tabelle 1.

iRAI hat die 3D-Dosisverteilung eines klinischen Behandlungsplans mit C-förmiger Dosisverteilung gemessen.

iRAI hat die zeitliche Dosisakkumulation eines klinischen Behandlungsplans mit C-förmiger Dosisverteilung gemessen.

iRAI hat die zeitliche Dosisablagerung eines klinischen Behandlungsplans mit C-förmiger Dosisverteilung gemessen.

Open Access Dieser Artikel ist unter einer Creative Commons Attribution 4.0 International License lizenziert, die die Nutzung, Weitergabe, Anpassung, Verbreitung und Reproduktion in jedem Medium oder Format erlaubt, sofern Sie den/die ursprünglichen Autor(en) und die Quelle angemessen angeben. Geben Sie einen Link zur Creative Commons-Lizenz an und geben Sie an, ob Änderungen vorgenommen wurden. Die Bilder oder anderes Material Dritter in diesem Artikel sind in der Creative Commons-Lizenz des Artikels enthalten, sofern in der Quellenangabe für das Material nichts anderes angegeben ist. Wenn Material nicht in der Creative-Commons-Lizenz des Artikels enthalten ist und Ihre beabsichtigte Nutzung nicht durch gesetzliche Vorschriften zulässig ist oder über die zulässige Nutzung hinausgeht, müssen Sie die Genehmigung direkt vom Urheberrechtsinhaber einholen. Um eine Kopie dieser Lizenz anzuzeigen, besuchen Sie http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/.

Nachdrucke und Genehmigungen

Zhang, W., Oraiqat, I., Litzenberg, D. et al. Volumetrische Echtzeitbildgebung der Strahlendosisabgabe tief in die Leber während der Krebsbehandlung. Nat Biotechnol (2023). https://doi.org/10.1038/s41587-022-01593-8

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Eingegangen: 23. Mai 2022

Angenommen: 01. November 2022

Veröffentlicht: 02. Januar 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41587-022-01593-8

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