Verbesserung der Genauigkeit der Absolutdosimetrie im kV

TECHNISCHE UNIVERSITÄT ILMENAU
Fakultät für Informatik und Automatisierung
Institut für Biomedizinische Technik und Informatik
Diplomarbeit zur Erlangung des akademischen Grades
Diplomingenieur
Untersuchung der Energieabhängigkeit von
Dosismesssystemen der klinischen Dosimetrie im
Energiebereich unter 1 MeV
vorgelegt von:
Alexander Mücke
geboren am:
28.02.1982 in Gotha
Matrikelnummer:
32995
verantwortlicher Professor:
Univ.-Prof. Dr.-Ing. habil. Jens
Haueisen
Hochschulbetreuer:
apl. Prof. Dr.-Ing. habil. A. Keller
betrieblicher Betreuer
Dr.-Ing. Marcel Scheithauer
Inventarisierungsnummer:
2010-03-08/031/EI01/2221
Datum der Ausgabe des Themas:
7. September 2009
Arbeit eingereicht am:
30. Juli 2010
Inhalt
1 Einleitung ....................................................................................................................... 3
2 Problemanalyse ............................................................................................................... 6
2.1 Strahlentherapeutische Möglichkeiten ............................................................... 6
2.2 Änderungen in der Dosimetrienorm DIN 6800-2............................................... 8
2.3 Niederenergetische Streustrahlung bei der IMRT ............................................ 10
2.4 Literatur Energieabhängigkeit ......................................................................... 11
3 Grundlagen ................................................................................................................... 12
3.1 Ionisationsdosimetrie ...................................................................................... 12
3.2 Dosisermittlung mit der Sondenmethode ......................................................... 14
3.3 Korrektionsfaktoren ........................................................................................ 18
3.4 Dosimetrie mit radiochromen Filmen .............................................................. 20
3.5 Energieabhängigkeit ....................................................................................... 24
4 Präzisierung der Aufgabenstellung ................................................................................ 27
5 Lösung der Aufgabenstellung ........................................................................................ 29
5.1 Ermittlung der Spektren .................................................................................. 29
5.2 Monte-Carlo-Untersuchungen ......................................................................... 34
5.2.1 Definition..................................................................................................... 34
5.2.2 Statistik ....................................................................................................... 35
5.2.3 Energieverteilungen innerhalb und außerhalb des Nutzstrahlenfeldes ........... 36
5.2.4 Simulationen zur Energieabhängigkeit bestimmter Detektormaterialien ....... 39
5.3 Untersuchung spezieller Eigenschaften des GafChromic-EBT-Filmes ............. 44
5.4 Untersuchung spezieller Ionisationsdetektoreigenschaften .............................. 50
5.5 Messungen im Wasserphantom ....................................................................... 54
5.6 Ermittlung des realtiven Ansprechvermögens im niedrigen Energiebereich ..... 58
5.6.1 Definition relatives Ansprechvermögen ....................................................... 58
5.6.2 Durchführung .............................................................................................. 58
5.6.3 Auswertung.................................................................................................. 59
6 Zusammenfassung ......................................................................................................... 68
Anhang ............................................................................................................................ 72
Literaturverzeichnis ....................................................................................................... 116
Thesen ........................................................................................................................... 127
Erklärung ....................................................................................................................... 128
Danksagung ................................................................................................................... 129
2
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1
Einleitung
Durch die zunehmende Überalterung der Deutschen werden Tumorerkrankungen in den
nächsten Jahrzenten die Krankheiten des Kreislaufsystems vom ersten Platz der
Todesursachenstatistik verdrängen. Die Verschiebung der Patientenzahlen innerhalb der
klassischen onkologischen Therapiebereiche Operation, Bestrahlung und Chemotherapie
indiziert, dass innovative und schonendere Techniken immer stärker in den Vordergrund
rücken und andere Methoden ergänzen oder ersetzen.
Da die Behandlungskriterien optimale Tumorbekämpfung (TCP1) und wirksame Schonung
des umliegenden Normalgewebes (NTCP2) nur ein kleines therapeutisches Fenster
definieren, müssen neben strahlenbiologischen und physikalischen, auch technische
Faktoren berücksichtigt werden. Durch die fluenzmodulierenden Verfahren der IMRT 3
lässt sich das bestrahlte Volumen auf Tumorkonformität reduzieren und die Dosis bei
konstanter Nebenwirkungswahrscheinlichkeit steigern.
Die genutzten Bestrahlungstechniken stellen hohe Anforderungen an die Qualitätssicherung und die klinische Dosimetrie. Alle medizinischen, verfahrenstechnischen und
dosimetrischen Fehlerquellen erzeugen insgesamt eine Unsicherheit in der Dosisleistung
und Dosis. Die aus o.g. strahlenbiologischen Gesichtspunkten geforderte Fehlerbreite
verteilt sich auf Dosiserzeugung und –messung (Dosimetrie). Da die Fehlerquellen in der
Routine im Mittel in ihrem Ausmaß unterschätzt werden, bleiben in der Regel kaum noch
Toleranzen für klinische Messungen.
Die Abweichungen die durch die Anwendung verschiedener dosimetrischer Messverfahren
auftreten, sollen durch die Methoden der DIN 6800-2 verringert werden.
Vor dem Hintergrund der peripheren Photonendosis und dem um das Planungszielvolumen
PTV herum verursachten, feldgrößenabhängigen niederenergetischen Streustrahlenbeitrag
eröffnet sich das Thema strahleninduzierte Tumore. Das Spektrum der Streustrahlung
1
Tumor control propability - Tumorkonrollwahrscheinlichkeit
2
Normal Tissue Complication Probability- Normalgewebekomplikationswahrscheinlichkeit
3
Intensity-Modulated-Radiation-Therapy – Intesitätsmodulierte Strahlentheraphie
3
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enthält vorwiegend Komponenten aus dem Energiebereich unterhalb 200 kV, was sich
unter anderem auf die RBW4 auswirkt. Nur mit auch im kV-Bereich energieunabhängig
messenden Systemen oder der speziellen Kenntnis geeigneter Korrekturen, ist eine exakte
Dosisbestimmung mit
60
Co-Kalibrierung möglich. Die starke Änderung der Wirkungs-
querschnitte bei nicht wasseräquivalenten Detektormaterialien höherer Ordnungszahl im
niedrigen Energiebereich erfordert eine hohe Anzahl an energetischen Stützwerten.
Im Rahmen der Anpassung an internationale Normen wurde die DIN 6800-2 von 1997 im
Jahr 2008 in DIN 6800-2 „Dosismessverfahren nach der Sondenmethode für Photonenund Elektronenstrahlung: Dosimetrie hochenergetischer Photonen- und Elektronenstrahlung mit Ionisationskammern― umbenannt, überarbeitet und weitgehend dem
Technical Report Series No. 398 (TRS 398) der IAEA 5 angepasst. Während in der alten
Norm Photonenstrahlung von 100 kV bis 50 MV und Gammastrahlung mit Energien
größer als 60 keV abgedeckt waren, liegt der Energiebereich bei Photonenstrahlung nun
zwischen 1 MV und 50 MV. Gammastrahlung ist auf
60
Co eingegrenzt worden. In
Anhang 1 sind die wesentlichen Unterschiede zwischen den Ausgaben der DIN 6800-2 aus
den Jahren 1997 und 2008 zusammengefasst.
Daraus ergibt sich ein Methoden- und Faktendefizit zur Korrektur der Energieabhängigkeit
im therapeutischen Anwendungsbereich unterhalb 1 MV. Bei der Betrachtung des in der
alten DIN und in Datenblättern angegebenen Korrekturfaktors für 200 kV, der von 100 kV
bis 200 kV gilt, wird wegen der gerade in diesem Bereich auftretenden starken
Änderungen
der
materialabhängigen
Schwächungskoeffizenten
eine
durch
die
Energieabhängigkeit der Detektorantwort erforderliche genauere Korrektur nötig. Nur mit
einem von der Strahlenenergie unabhängigen Messsystem können andere Detektoren auf
ihre Eigenschaften in niedrigen Energiebereich beurteilt werden.
Der seit 2004 erhältliche radiochrome Film GafChromic-EBT (ISP Corp, Wayne, NJ) soll
diese Anforderung vom kV- bis in den MV-Bereich erfüllen. Mit diesem Film als Referenz
können die in der klinischen Routine häufig verwendeten kompakten und flachen
Luftionisationskammern,
Festkörperionisationsdetektoren
und
Halbleiterdetektoren
verifiziert werden.
4
relative biologische Wirksamkeit - biologischer Effekt durch den mehrfachen Compton-Effekt infolge der
Spektralverschiebung
5
Internationale Atomenergiebehörde
4
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Der Film besitzt gegenüber den bisherigen radiographischen und radiochromen Vorgängermodellen aufgrund seiner chemischen Zusammensetzung Eigenschaften, die ihn im
Zusammenspiel mit einem handelsüblichen Flachbettscanner als Auslesegerät attraktiv für
die klinische Routine machen. Diese Parameter weiter zu untersuchen, ermöglicht gerade
bei 2D-Messungen hoher Ortsauflösung eine genauere Rekonstruktion der Dosisverteilung.
Diese Arbeit untersucht die Eigenschaften des radiochromen Filmes Gafchromic-EBT und
beurteilt ihn zusammen mit anderen Strahlungsdetektoren nach ihrer Anwendbarkeit in
verschiedenen strahlentherapeutisch relevanten Energiebereichen. Für die Dosimetrie beim
Afterloading mit einer
192
Ir-Quelle (mittlere Energie 375 keV) sowie am Röntgen-
Halbtiefen/Oberflächen-Therapiegerät (100 kV, 150 kV und 200 kV) können energieabhängige Dosiskorrekturfaktoren ermittelt werden.
5
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2
Problemanalyse
2.1
Strahlentherapeutische Möglichkeiten
Beginnend
mit
der
1895
entdeckten
niederenergetischen
Röntgenstrahlung
(W. C. Röntgen), welche bis heute in der Oberflächentherapie und zur Bildgebung
eingesetzt wird, wurden zahlreiche strahlentherapeutische Möglichkeiten entwickelt.
Künstliche Quellen hoher spezifischer Aktivität wie
60
Co, und
192
Ir ermöglichen in der
Brachytherapie eine schonende, da direkte Bestrahlung des Tumorbettes und werden auch
in der Teletherapie eingesetzt. Durch die zunehmende Verfügbarkeit von Therapiesimulatoren und Fixationsmethoden werden seit 2000 aufgrund ihrer überlegenen
Eigenschaften im Hinblick auf Bestrahlungstechnik und Strahlenschutz in der Teletherapie
überwiegend Linearbeschleuniger eingesetzt. Das Afterloading 6 stellt für gut zugängliche
kleinvolumige Tumore eine elegante und die Gesamtbehandlungsdauer betreffend,
schnellere Alternative zur Teletherapie dar (geringe NTCP). Die Funktionsweise
ausgewählter Therapiegeräte ist in Anhang 2 beschrieben.
Methodik der Bestrahlungsplanung
Als
radioonkologische
Behandlungsgrundlagen
sind
histologische
und
durch
Computertomographie-CT gewonnene positive karzinogene Befunde hervorzuheben.
Neben
den
aus
den
Planungs-CT-Daten
gewonnenen
ortsabhängigen
7
Schwächungskoeffizienten, dienen bildgebende Systeme wie MRT und PET8 zur exakten
Lokalisation
und
Konturierung
des
Tumor-Zielvolumens
und
der
gesunden
strahlenempfindlichen Risikoorgane. Mit Hilfe der ICRU 9-Volumendefinitionen, DosisVolumen-Histogrammen und in die Plan-CT-Schnitte projizierten Isodosenlinien, wird die
Bestrahlungsplanung so gestaltet, dass dem Zielvolumen zwischen 95% und 107% der
6
Brachy- oder Kontakttherapie mit kleinvolumigen Quellen hoher spezifischer Aktivität
7
Magnet-Resonanz-Tomographie
8
Positronen-Emissions-Tomographie
9
International Commission on Radiation Units and Measurement
6
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verordneten Therapiedosis zugeführt werden. Eingeschränkte Reparaturmechanismen von
tumorösem gegenüber gesundem Gewebe ermöglichen durch die Dosiswahl im durch die
Dosis-Effekt-Kurven (TCP > NTCP) begrenzten therapeutischen Fenster, eine optimale
Tumorbekämpfung und eine fraktionierungsgetriggerte Normalgeweberegeneration.
Nach Lokalisation der Bestrahlungsfelder am Therapiesimulator (zum Koordinatenabgleich) erfolgt die fluenzmodulierte Bestrahlung im Step-and-Shoot-Modus10.
10
keine Bewegung der Ganrty (Tragkonstruktion des Linearbeschleunigerkopfes), der Blenden und der
Lamellen während der Bestrahlung (Shoot) sondern segmentweises Anfahren (Step)
7
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2.2
Änderungen in der Dosimetrienorm DIN 6800-2
Wenn die Kalibrierungen aller Dosimeter auf eine Primärnormalmesseinrichtung
zurückführbar sind, lässt sich die mit der Darstellung der Einheit der Wasserenergiedosis
verbundene Unsicherheit minimieren. Für Messgerätebetreiber ist die Anwendung des
Dosismessverfahrens nach DIN 6800-211 gemäß dem Leitfaden zu messtechnischen
Kontrollen von Medizinprodukten mit Messfunktion-LMKM seit 2002 in Deutschland
verbindlich. Der in ihr beschriebene Energiebereich für Photonen erstreckt sich von
0,1 MV bis 50 MV Beschleunigungsspannung und deckt sämtliche therapeutisch genutzten
Strahlenqualitäten ab. Die erforderlichen Therapiedosimeter müssen der Norm IEC-60731
genügen und sollen bei 60Co kalibriert sein. Diese Kalibrierung muss auf ein Primärnormal
der PTB12 rückführbar sein. Als Ergänzung und Hilfestellung bei der Durchführung der
Dosimetrie dienen die DGMP-Berichte Nr. 9-199713 und Nr. 15-200014. AAPM TG 6115
und Teile der Normenreihe 6809 (Teil 4-198816 und Teil 5-199617) geben ebenfalls
Empfehlungen zur klinischen Dosimetrie in der Strahlentherapie für Energien unterhalb
400 kV Röhrenspannung.
Im Rahmen der Anpassung an internationale Normen wurde die DIN 6800-2: 1997
überarbeitet und weitgehend dem TRS 398 der IAEA angepasst (zuvor war sie an
IAEA TRS 27718 angelehnt). Die neue Norm liegt seit 2005 als Entwurf vor und gilt seit
2008. Die untere Energiegrenze für Röntgenbremsstrahlung wurde von 100 kV auf 1 MV
hochgesetzt, diejenige für Gammastrahlung von < 60 keV auf
60
Co geändert.
Damit ergibt sich ein Methoden- und Faktendefizit für die Dosimetrie bei der RöntgenHalbtiefen/ Oberflächen-Therapie für niedrige Röhrenspannungen sowie in der Brachytherapie für den Gammastrahler 192Ir (
).
11
Dosimetrie hochenergetischer Photonen- und Elektronenstrahlung mit Ionisationskammern
12
Physikalisch –Technische-Bundesanstalt
13
Anleitung zur Dosimetrie hochenergetischer Photonenstrahlung mit Ionisationskammern
14
15
16
Messverfahren und Qualitätssicherung bei Röntgentherapieanlagen mit Röhrenspannungen zwischen
100 kV und 400 kV
AAPM protocol for 40 kV–300 kV x-ray beam dosimetry in radiotherapy and radiobiology
Anwendung von Röntgenstrahlen mit Röhrenspannungen von 10 kV bis 100 kV in der Strahlentherapie
und in der Weichstrahldiagnostik
17
Anwendung der Röntgenstrahlen mit Röhrenspannungen von 100 kV bis 400 kV in der Strahlentherapie
18
Absorbed dose determination in photon and electron beams
8
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Der Energiebereich der weichen Röntgenstrahlung (Obergrenze 300 kV) wird von
internationalen Dosimetrieprotokollen nochmal in einen mittleren (orthovoltage) und einen
niedrigen Energiebereich (superficial) zerlegt. Abbildung 1 verdeutlicht, dass die IAEA
(TRS-Reihe), die IPEMB19, die DIN und der NCS20 Dosimetrieprotokolle für
unterschiedliche Energiebereiche definiert haben. Da Sie häufig im Zusammenhang mit
der Halbwertdicke-HVL angegeben werden, überlappen sie sich.
Abbildung 1: Energie-Geltungsbereiche der Dosimetrieprotokolle [32]
Innerhalb der Protokolle wird die Wirkung der ionisierenden Strahlung21 auf die
Detektormaterialien
durch
Korrektionsfaktoren
berücksichtigt.
Sie
beruhen
auf
makroskopischen Effekten, die durch energie- und materialspezifische mikroskopische
Wechselwirkungsmechanismen hervorgerufen werden. Einen Überblick über die zur
Massenschwächung und Massenbremsung führenden strahlenphysikalischen Vorgänge
bietet Anhang 3.
19
Institution of Physics and Engineering in Medicine and Biology
20
Niederländische Ausschuss für Strahlungsdosimetrie
21
Energie- bzw. Massetransport beliebiger Herkunft, ohne materiellen Träger, durch den Raum, der in der
Lage ist, direkt oder über Folgeprozesse Stoffe oder Gase zu ionisieren
9
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2.3
Niederenergetische Streustrahlung bei der IMRT
Die periphere Photonendosis wird durch einen feldgrößenabhängigen, niederenergetischen
Streustrahlenbeitrag (~0,2 MeV) verursacht. Gerade bei der IMRT trägt er durch die
zeitweilige Ausblendung einzelner Feldbereiche zur Dosis im Zielvolumen bei. Hier und
vor allem in der Nähe der Feldränder zu Risikoorganstrukturen genügt es nicht, eine
Energiewirkungs-Berichtigung durch Korrektionsfaktoren durchzuführen. Nur mit einem
energieunabhängigen 2D-Messystem hoher Ortsauflösung ist es möglich, steile Gradienten
und inhomogene Verteilungen der Dosis zeitgleich in einer Ebene zu detektieren und
Bestrahlungspläne multiregional dosimetrisch zu verifizieren. Wegen der starken
Änderung der mittleren Energie bei der IMRT, aber auch wegen der Feldgrößenabhängigkeit und dem damit verbundenen geänderten Ansprechvermögen nicht
wasseräquivalenter Detektoren ist die Kenntnis der Eigenschaften im niedrigen Energiebereich auch bei Punktdetektoren sinnvoll. Gerade in der klinischen Routine erspart ein
universell einsetzbarer Detektor Zeit und Kosten.
Die Filmdosimetrie mit klassischen radiographischen Filmen hat den Nachteil der
Energieabhängigkeit des Filmes infolge des erhöhten Ansprechvermögens bei niedrigen
Energien durch die in ihm verwendeten Materialien höherer Ordnungszahl. Im Gegensatz
zu konventionellen radiographischen Filmen gelten die radiochromen GafChromicEBT-Filme als unabhängig von der Strahlenenergie (100 kV bis 6 MV) und könnten sich
deshalb besser für die IMRT-Dosimetrie eignen.
10
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2. 4 Literatur Energieabhängigkeit
Die Literatur liefert widersprüchliche Angaben zur Energieabhängigkeit der GafChromicEBT-Filme. Die Angaben schwanken von 3% bis maximal 23%. Der Median liegt bei 5%.
Folgende Übersicht stellt eine Auswahl dar

Cheung [85]: 10% zwischen 50 kV und 10 MV

Lynch [84]: fast energieunabhängig

Rink [76]: 3% bei 75 kV bis 18 MV

Buston [100]: 4% bei 50 kV bis 10 MV

Schneider [91]: 6% von kV bis MV

Tsao [78]: 5% von kV bis MV

ISP: GafChromic-EBT-Film [83]: niedrig, nicht mehr als 5% zwischen kV- und
MV-Bereich
Bei gleichbleibender Energieabhängigkeit des Filmes sind geringere Änderungen
wahrscheinlicher, wenn davon ausgegangen wird, dass in den meisten Fällen eine
Energieunabhängigkeit des Referenzdetektors vorausgesetzt werden kann. Wenn im
niedrigen Energiebereich das Ansprechvermögen eines Referenzdetektors höherer
Ordnungszahl mit einem laut Massenenergieabsorbtionskoeffizienten unterbewertendem
Messsystem verglichen wird, ist die Änderung des Ansprechvermögens größer, als das mit
einem wasseräquivalenten (energieunabhängigen) Referenzdetektor ermittelte.
Sutherland [89] demontiert den Film und untersucht ihn mit Monte-Carlo22. Er kommt zu
dem Schluss, dass der Film eigentlich überbewerten müsste. Da dieses verhalten in
praktischen Messungen nie nachgewiesen werden konnte, geht er davon aus, dass die
Energieabhängigkeit sowohl von materialabhängigen als auch intrinsischen Faktoren
beeinflusst wird. Demnach erzeugt die Substratschicht 23 Elektronen die in die obere und
untere empfindliche Filmschicht gelangen. Andererseits werden Elektronen aus der oberen
und unteren Filmschicht an ihr gestreut. Wird die Substratschicht in der Monte-CarloSimulation durch Wasser ersetzt, ist dieser Effekt nicht zu beobachten.
22
Dosisberechnungsalgorithmus nach virtueller Simulation von Strahlenquelle und Expositionsobjekt
23
Haftschicht auf die bei der Filmproduktion die radiosensitive Emulsion aufgezogen wird.
11
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3 Grundlagen
Die Änderungen in der Dosimetrienorm DIN 6800-2: 2008, die niederenergetische
Streustrahlung bei der IMRT sowie ihre mögliche Verifikation durch energieunabhängige
radiochrome Filme, erfordern eine Verifikation der Messsysteme für die Dosimetrie bei der
Röntgen-Halbtiefen/ Oberflächen-Therapie für Röhrenspannungen von 100 kV bis 200 kV,
sowie in der Brachytherapie für Gammastrahlung der mittleren Energie von 370 keV. Dazu
sollen die Verfahren der Ionisationsdosimetrie und die Dosimetrie mit radiochromen
Filmen angewandt werden.
3.1
Ionisationsdosimetrie
In Gas- oder Festkörperdielektrika einer Kondensatoranordnung finden unter Einwirkung
ionisierender Strahlung Reihen- und Volumenionisationen statt. In Abhängigkeit der
Masse, der Beweglichkeit und der Geschwindigkeit der Ladungsträger, sowie
Rekombinations- und Verstärkungseffekten werden Ladungen positiven und negativen
Vorzeichens an den Elektroden unterschiedlichen Potentials gesammelt. Nach Verstreichen
der Dauer der Sammelzeitkonstanten T S sinkt der Ionisationsstrom auf den Faktor 1/e. Ist
die Zeitkonstante der Arbeitskreiskapazität T A größer als die Sammelzeitkonstante entsteht
ein Spannungsimpuls, im umgekehrten Fall ein Stromimpuls (Gleichungen 1 bis 3).
Gleichung 1
Fall 1: überwiegende Arbeitszeitkreiskonstante
gilt
;
(Spannungsimpuls)
12
:
Gleichung 2
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Fall 2: überwiegende Sammelzeitkonstante
gilt
;
(Stromimpuls)
:
Gleichung 3
Haupt- oder Impulsverstärker verstärken das Signal eines Detektors oder eines in die
Messsonde integrierten Vorverstärkers auf Pegel, die eine Weiterverarbeitung und Analyse
gestatten. Sie verbessern durch Filter den Signal- Rauschabstand und erzeugen genormte
Impulsformen.
Ein Elektrometer versorgt die Messonde mit der nötigen Spannung. Das mikroprozessorgesteuerte Elektrometer Unidos (PTW) misst in Kombination mit Ionisationskammern als
zugelassenes Referenzdosimeter in den verschiedenen „Dosis―-Messbereichen Ströme
zwischen 200 fA und 1 µA mit einer Genauigkeit zwischen 1 fA und 5 pA.
Mit der Grundeinteilung Gasionisationsdetektoren (Kompaktkammern, Flachkammern)
Festkörperionisationsdetektoren und Sperrschichtionisationsdetektoren liefert Anhang 4
alle nötigen Informationen zu den verwendeten Ionisationsdetektoren (Wirkungsweise und
Parameter).
13
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3.2
Dosisermittlung mit der Sondenmethode
Als Alternative zu Frei-Luft-Messungen, bei denen die Dosisgröße (Begriff - siehe Anhang
5) in Abwesenheit des Mediums frei Luft gemessen und mit material- und
sondenspezifischen Umrechnungsfaktoren auf die Dosis im Phantom geschlossen wird,
kann mit der Sonde im Phantom die Dosis im Sondenmaterial bestimmt und mit dem
Verhältnis der Massenenergieabsorbtionskoeffizienten (bzw. der Massenbremsvermögen
bei Elektronendosimetrie) für Gewebe und Sondenmaterial die Dosis im Gewebe bestimmt
werden (Sondenmethode).
Entsprechend der Energiebilanz (Gleichung 4) können zwei idealisierte Grenzbedingungen, das Sekundärelektronengleichgewicht-SEG und die Bragg-Gray-Bedingung
definiert werden, bei denen Gleichgewichts- bzw. Hohlraumsonden arbeiten [7; 8; 11].
Idealerweise darf bei der Sondenmethode das zu untersuchende Strahlenfeld durch die
Sonde nicht verändert werden. Unter den Prämissen

Rückwirkungsfreiheit der Sonde auf das Strahlenfeld,

dosisproportionale Anzeige,

energieunabhängige Umrechnungsfaktoren der DSonde auf die DGewebe und

Feldgrößenunabhängigkeit
kann über den Anzeigewert des Strahlungsdetektors die Expositionsdosis (X=dQ/ dmL)
und daraus DSonde ermittelt werden. Die auf das Detektormedium übertragene Energie E
wird von der Sondengeometrie bestimmt.
Herrscht zwischen der durch jede Art von Elektronen in das Sondenvolumen hinein
transportierten und durch Elektronen hinaus transportierten Energie ein Gleichgewicht, so
hängt die Dosis ausschließlich von der Photonenenergie ab.
Damit zur Photonendosimetrie (reines Photonenfeld) keine Sekundärelektronen ins
Kammerinnere gelangen und alle in der Kammer durch Photonen gebildeten
Sekundärelektronen ihre Energie in der Kammer deponieren, muss die Wandstärke und der
Durchmesser der Kammer größer als die Reichweite der Sekundärelektronen sein. Obwohl
Rückwirkungsfreiheit streng genommen eine dem bestrahlten Material wirkungsäquivalente Detektorhülle und ein wechselwirkungsäquivalentes Messvolumen bedeutet,
was auch den Feldhomogenitätsforderungen des Fanotheorems entspricht, genügt es, wenn
die Energie der im Messvolumen gebildeten und in der Kammerwand verschwindenden
14
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Sekundärelektronen derjenigen aus der Wand in das Messvolumen eintretenden
Sekundärelektronen
entspricht
(Sekundärelektronengleichgewicht-SEG)
und
ein
Kammerdurchmesser größer als die mittlere freie Weglänge gewählt wird. Damit ergibt
sich:
Gleichung 4
und
Gleichung 5
Die einzelnen Energietherme haben folgende Bedeutung:
Summe der durch die Quanten in die Sonde hinein transportierten Energie
Summe der durch die Quanten aus der Sonde heraus transportierten Energie
Summe der kinetischen Energien aller in der Sonde erzeugten Sekundärelektronen die die Sonde
verlassen
Summe der kinetischen Energien aller in der Sonde erzeugten Sekundärelektronen die die Sonde
trotz Sekundärelektronengleichgewichtsbedingungen verlassen
Summe der kinetischen Energien aller Sekundärelektronen aus der Umgebung die aus der Sonde
hinein transportiert werden
Summe der kinetischen Energien aller Sekundärelektronen aus der Umgebung die in die Sonde trotz
Sekundärelektronengleichgewichtsbedingungen hinein transportiert werden
Summe der kinetischen Energien aller Sekundärelektronen aus der Umgebung die aus der Sonde
heraus transportiert werden
Summe der kinetischen Energien der in der Sonde erzeugten Deltaelektronen, welche die Sonde
verlassen
Summe der kinetischen Energien der in der Sonde erzeugten Deltaelektronen, welche die Sonde
trotz Bragg- Gray-Bedingungen verlassen
Summe der kinetischen Energien der Deltaelektronen aus der Umgebung die in die Sonde hinein
transportiert werden
Summe der kinetischen Energien der Deltaelektronen aus der Umgebung die in die Sonde strotz
Bragg- Gray-Bedingungen hinein transportiert werden
Summe der kinetischen Energien der Deltaelektronen aus der Umgebung die aus der Sonde heraus
transportiert werden
Wenn Sondeninneres und -wand äquivalente Wechselwirkungseigenschaften und folgende
Geometrie haben: Re < dKammer < 1/µ und Re < dWand (Reichweite der Sekundärelektronen
Re; mittlere freie Weglänge 1/µ; Wandstärke dWand), werden die Beiträge der Energiebilanz
einzeln oder in ihrer Summe zu null (Gleichung 5) und die Messung erfolgt praktisch im
Feld der Sekundärelektronen.
Die einfallenden Photonen erzeugen nach vorn gestreute Sekundärelektronen. Beim
Sekundärelektronengleichgewicht wird in jedem Masseelement so viel kinetische Energie
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erzeugt, wie durch Stöße der in Bewegung gesetzten Elektronen an das umgebende
Material abgegeben wird. Die Eindringtiefe bis zu der ein Aufbaueffekt stattfindet,
entspricht der Reichweite der Sekundärelektronen. Da die Photonen einer Schwächung in
der Tiefe ausgesetzt sind, wird die absorbierte Dosis stets einen etwas größeren Wert
aufweisen als die Kerma (Anhang 5; Quasigleichgewicht). Die energieabhängige
Verschiebung des Dosismaximums bei höheren Energien wird durch die höhere
Sekundärelektronenenergie und ihrer damit verbundenen höheren Reichweite verursacht.
Dass die Dosis direkt an der Oberfläche bereits etwa 40% des Dosimaximums und nicht
den Wert 0 besitzt, liegt an der Elektronen-Streustrahlung des Strahlerkopfes. Abbildung 2
illustriert
die
Bedingungen
des
SEG
und
das
Verhältnis
der
Massenernergieabsorbtionskoeffizienten A(E).
Gleichung 6
Abbildung 2: Sekundärelektronengleichgewicht und A(E); Durch eine entsprechende Wandstärke
sind die Energiebeiträge, der von außen in den Messraum gelangenden Sekundärelektronen
vernachlässigbar klein gegenüber, denen die im Messraum erzeugt worden sind. Im großen
Messvolumen herrscht Sekundärelektronengleichgewicht. A(E) ist stark energieabhängig
Mit Bragg-Gray Sonden soll der Effekt unterschiedlicher Elektronenfluenzen im Detektor
und umgebenden Medium weitgehend unterdrückt werden.
Um im Elektronenfeld nur die Elektronen zu messen, die von außen in die Sonde gelangen
und nicht jene, die in ihr gebildet werden, muss der Kammerdurchmesser kleiner als die
Reichweite der in der Sonde erzeugten Sekundärelektronen sein. Deltaelektronen müssen
durch eine entsprechende Kammerwandstärke abgeschirmt werden. Da die im
Kammerinneren an Deltaelektronen abgegebene Energie nicht verloren geht, und laut
Bragg-Gray Bedingung keine Photonenwechselwirkungen stattfinden sollen, wird ein
16
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Kammerdurchmesser größer der Deltaelektronenreichweite und viel kleiner als die mittlere
freie Weglänge der Photonen gewählt. Der Bragg-Gray-Bedingung liegt also das
Verhältnis des mittleren Massenstoßbremsvermögens (S col/) zu Grunde. Durch geeignetes
Wandmaterial zur Flussanpassung kann ein Gleichgewicht zwischen den in der
Kammerwand erzeugten, in das Sondeninnere eindringenden und den in der Sonde
erzeugten, in der Kammerwand verschwindenden Sekundärelektronen geschaffen werden
(Deltaelektronengleichgewicht). Somit ergibt sich:
und
Gleichung 7
Wenn Sondeninneres und -wand äquivalente Wechselwirkungseigenschaften und folgende
Geometrie haben: R
< dKammer < Re; dKammer << 1/µ und R
< dWand < Re
(Deltaelektronenreichweite R ), werden ihre Beiträge der Energiebilanz einzeln oder in der
Summe zu null. Abbildung 3 verdeutlicht die Bragg-Gray-Bedingungen und das Verhältnis
des mittleren Massenstoßbremsvermögens B(E).
Gleichung 8
Abbildung 3: Bragg-Gray Bedingung und B(E); Die Messsonde ist klein im Vergleich zur
mittleren Reichweite der Elektronen im Sondenmaterial. Ohne Photonenabsorbtion in der
Kammer können keine zusätzlichen Elektronen entstehen. B(E) ist im Gegensatz zu A(E) kaum
energieabhängig
Da das Verhältnis der Massenenergieabsorbtionskoeffizienten stark und das der
Massenbremsvermögen wenig energieabhängig ist, können Bragg-Gray Kammern mit
geringem Fehler in Feldern unbekannter energetischer Zusammensetzung verwendet
werden.
Je nach energieabhängiger Reichweite der Strahlenfeldanteile können Luftionisationskammern in gemischten Strahlenfeldern unter den Bedingungen des Sekundärelektronen17
2010-03-08/031/EI01/2221
gleichgewichts oder als Bragg-Gray Sonde zur Photonen oder Elektronendosimetrie
genutzt werden.
18
2010-03-08/031/EI01/2221
3.3
Korrektionsfaktoren
Der unter 3.2 beschriebene Weg wird jedoch nur in Eich- und Kalibrierlaboratotrien
beschritten. Die in der Strahlentherapie verwendeten Ionisationsdosimeter sind durch ein
Kalibrierlabor bereits vermessen worden. Über die Temperaturänderung (0,24 mK/ Gy),
die
spezifische
Wärmekapazität,
Korrekturfaktoren
für
Radiolyseeffekte
und
Wärmeleitung kann über gasthermometrische Verfahren kalorimetrisch der Energieeintrag
ermittelt werden und eine Kalibrierung stattfinden.
Um die individuellen Messbedingungen auf die Bezugsbedingungen anzupassen, ist der
Ablesewert des Anzeigegerätes zusätzlich zu korrigieren. Die Wasserenergiedosis
(Photonenstrahlung) am effektiven Messort-Peff bei Abwesenheit der Kammer ergibt sich
aus der nullkorrigierten Anzeige (
Referenzstrahlungskalibrierfaktor (
), dem individuellen Wasserenergiedosisund dem Produkt der Korrektionsfaktoren [18;
19; 20; 24].
Gleichung 9
Die Faktoren kQ (Photonenstrahlung) bzw. k E (Elektronenstrahlung) beschreiben die
Abhängigkeit des Ansprechvermögens der Ionisationskammer von der Strahlenqualität.
Die übrigen Faktoren gelten sowohl bei Elektronen- als auch Photonenstrahlung.
kQ,E - für die Strahlenqualität berücksichtigt Änderungen der makroskopischen
Wechselwirkungen beim Übergang von Wasser zu Luft und die detektorspezifischen
Feldstörungskorrektionsfaktoren:
den
Kammerwand-,
Fluenz-(Luftkavität)
und
Mittelelektrodenstörungsfaktor.
Gleichung10
kρ - korrigiert den schwankenden Einfluss von Lufttemperatur und Luftdruck und muss vor
jeder Messung bestimmt werden. Wegen konstanter Atomzahl n im luftoffenen
Kammervolumen unter Kalibrier- (n0) und Messbedingungen (n1) kann über die
Gasgleichung (
) der Einfluss von Luftdruck und Temperatur berechnet
werden.
19
2010-03-08/031/EI01/2221
Gleichung 11
kr - korrigiert die unterschiedliche Positionierung der Kompaktkammern bei der
Kalibrierung und Messung. Auch praktisch kann dieser Einfluss durch eine veränderte
Positionierung behoben werden (Flachkammern: Innenseite Eintrittsfenster, Oberkante
Luftvolumen; Kompaktkammern: Verschiebung der Sonde um den halben Innenradius in
Richtung Strahleneintritt).
kS - korrigiert Rekombinationsprozesse im Messvolumen die gerade bei gepulsten und
hohen Dosisleistungen auftreten. (Dosis pro Beschleunigerpuls in mGy, Elektrodenabstand
in mm, Kammerspannung in V)
Gleichung 12
kp – korrigiert das veränderte Ansprechvermögen infolge der unterschiedlichen Polarität
der angelegten Kammerspannung (M2 – entgegengesetzte Polarität der üblicherweise
benutzten).
Gleichung 13
20
2010-03-08/031/EI01/2221
3.4
Dosimetrie mit radiochromen Filmen
Das statische Verhalten eines bildgebenden Systems (orts- und zeitunabhängige Signale)
kann wie in Abbildung 4 ersichtlich, durch verschiedene Kennlinientypen beschrieben
werden [1; 4; 14].
Ausgang a
Typ 3 (mit Dunkelanteil)
Typ 1 (globale Linearität)
Typ 2 (mit Schwellenverhalten)
a0
eS
Eingang e
Abbildung 4: Kennlinientypen, statisches Verhalten
Der Kontrastübertragungsfaktor als Verhältnis von Eingangskontrast zu Ausgangskontrast,
ist bei linearem Verhalten (Kennlinien-Typ 1), wie es bei Leuchtstoffen anzutreffen ist,
gleich 1. Wird der Eingangskontrast nur verstärkt, ist er größer 1 (Kennlinien-Typ 2).
Durch thermisches Rauschen oder den innerer und äußeren lichtelektrischen Effekt
verursacht, gibt es einen Kennlinien-Typ mit Dunkelanteil (Kennlinien-Typ 3). Der
Kontrastübertragungsfaktor ist hier kleiner 1.
Beim Kontrast handelt es sich um das Verhältnis von Bildsignal-Amplitude zu BildsignalMittelwert. Zwei Vertreter für den Kennlinien-Typ 3 sind radiografische und radiochrome
Filme. Die Belichtung eines fotografischen Filmes mit sichtbarem Licht entspricht
Kennlinientyp 2.
Von der Bestrahlung bis zur fertigen Entwicklung laufen im radiografischen und
radiochromen Film unterschiedliche Prozesse ab.
Die strahlenempfindliche Silberbromidschicht des radiographischen Filmes wandelt sich
beim Ionisationsvorgang (entsprechend der Massenenergieabsorption bei niedriger Energie
verstärkt) in Brom und Silber um. Auf der noch lichtempfindlichen Schicht entsteht ein
noch nicht sichtbares, zu 95% vom Fluoreszenzlicht der Verstärkerfolien hervorgerufenes,
latentes Strahlenmuster. Nach der chemischen Verstärkung (1012) werden bei der Fixation
die restlichen, noch lichtempfindlichen Silberbromidmoleküle chemisch aus der Schicht
21
2010-03-08/031/EI01/2221
entfernt. Zur Archivierung wird der restliche Entwickler wieder ausgewaschen und der
Film getrocknet.
In wasserhaltigen radiochromen Filmen werden bei der Bestrahlung in der Substratschicht
zunächst freie Initiatorradikale erzeugt, welche die Polymere brechen. In einer
Wachstumsreaktion lagern sich ständig Monomere an, deren Konzentration zu Ungunsten
der Geschwindigkeit stark abnimmt. Die langsame Erstarrung des Reaktionsgemisches
wird an einer geringeren Änderung der Optischen Dichte über die Zeit sichtbar. Ein Vorteil
ist der Verzicht auf die aufwändige nass-chemische Entwicklung.
Wird ein Sekundärelektron in der Emulsion gebildet und dort auch absorbiert, so wirkt die
Emulsion als
Photonendetektor
und
ihr
Ansprechvermögen
wird
durch die
Massenschwächung bestimmt. Stammt das Sekundärelektron aber aus einem anderen
Material und durchläuft die Emulsionsschicht aufgrund seiner großen Reichweite praktisch
unbeeinflusst. So wirkt die Emulsion als Elektronendetektor und ihr Ansprechvermögen
wird
durch
das
Massenbremsvermögen
bestimmt.
Dazwischen
gibt
es
einen
Übergangsbereich.
Da eine Lichtintensität durch den Film exponentiell geschwächt wird, errechnet sich die
Optische Dichte OD durch Logarithmieren und erhält so eine Messgröße, die der
Korngröße N (radiographischer Film) bzw. der Farbreaktion (radiochromer Film) direkt
proportional ist.
Allgemein üblich ist die Subtraktion des Schleierwertes OD bckg (background) von der
Gesamtdichte OD. Daraus ergibt sich die Nettodichte netOD (net optical density). Der
Pixel-Value PV ist der transmittierte Lichteintrag auf ein CCD 24 nach Schwächung durch
eine Filmschicht und ein Maß für den Grauwert.
Gleichung 14
Je
größer
PVexp
wird,
desto
geringer
wird
die
Intensität
(densitometrisches
Eingangssignal).
24
Charge-Coupled-Device (ladungsgekoppeltes Bauelement)
22
2010-03-08/031/EI01/2221
Gleichung 15
Obwohl die optische Dichte keine Einheit besitzt, wird oft von Absorbance-Units-AU
gesprochen. In der älteren deutschen Literatur wird die OD als Schwärzung-S bezeichnet
(nach DIN 4512, Blatt 3: diffuse visuelle optische Dichte durchlässiger streuender
Schichten). Die Abhängigkeit der OD oder netOD von der Dosis wird Schwärzungskurve
genannt. Charakteristisch für die Empfindlichkeit eines Filmmaterials ist die zur netOD=1
führende Dosis.
Eigenschaften des GafChromic-EBT-Films
Folgende Gesichtspunkte zum Messystem radiochromer GafChromic-EBT-Film werden in
Anhang 6
näher
erläutert:
Filmhomogenität;
chemische
Geschichte;
Reaktion;
Kalibrierung;
Zusammensetzung
Lichtempfindlichkeit;
und
Schwarzschildeffekt;
Bestrahlungswinkel; Einfluss von Temperatur und Feuchtigkeit; Energieabhängigkeit und
Scannersystem
(technische
Parameter
des
Scanners
EPSON-Perfection-V700,
Scanhomogenität und Polarisationseffekte; Filmorientierung sowie Scan-Software und –
Parameter). In Anlehnung an die dort dargestellten Filmeigenschaften müssen aufgrund der
an den unterschiedlichen Einrichtungen verfügbaren Methoden bestimmte Parameter
erneut verifiziert werden. Sie helfen folgende Fragestellungen überflüssig zu machen.

Film
Wie lang ist die optimale Entwicklungszeit und besteht die Möglichkeit den Film auch bei
Auswertung unmittelbar nach der Bestrahlung für die Real-time-Dosimetrie einzusetzen?
Kann trotz wechselnder Produktionschargen immer von einem Produkt mit gleichen
Eigenschaften ausgegangen werden oder muss infolge leicht veränderter chemischer
Zusammensetzung eine andere Energieabhängigkeit berücksichtigt werden? Wie wirken
sich Tageslicht und das UV-Licht der Scannerlampe auf den Film aus? Kann bei einer
protrahierten/ fraktionierten Exposition der Schwarzschildeffekt nachgewiesen werden?
Wie verhält sich der Film gegenüber Umwelteinflüssen wie Feuchtigkeit, Hitze, knicken,
biegen, schneiden, beschriften und mechanischer Beschädigung der Oberfläche? Ist die
mögliche Energieabhängigkeit für alle Dosisstufen gleich (wenn der Film bei höheren
23
2010-03-08/031/EI01/2221
Dosen in den erstarrten Zustand übergeht, müssten die Wirkungsquerschnitte größer
werden und er bewegt sich bei Unterbewertung - so die Prognose der Massenenergieabsorbtionskoeffizienten - wieder mehr in Richtung Wasser-Massenschwächung, wodurch
die Energieabhängigkeit sinkt)?

Scanner
Der Vor- oder Nachteil der Auswertung mit einem handelsüblichen Flachbettscanner wird
im Wesentlichen von der Güte des Scannersystems bestimmt. Ist diese beim Einsatz des
vom Hersteller empfohlenen Epson-Perfection-V700 als Bestandteil des radiochromen
Messystems vertretbar? Gibt es einen Langzeitdrift und Polarisationsartefakte. Welche
Scansoftware-Parameter eignen sich für die Routinemessungen und kann durch eine best-,
worst- und average - Fallanalyse der Bereich der Messungenauigkeiten definiert werden?
24
2010-03-08/031/EI01/2221
3.5
Energieabhängigkeit
Nicht wasseräquivalente Detektoren haben im niedrigen Energiebereich ein geändertes
Ansprechvermögen.
Die Energie- bzw. Teilchenflussdichte kann bei der Materialwechselwirkung durch
Energieumwandlungskoeffizienten in eine Dosis übersetzt werden.
bzw.
Gleichung 16
Die Massenschwächung und -bremsung sind neben Ordnungszahl, Dichte und
Materialstärke von der Energie abhängig. Durch die zunehmende Wechselwirkung mit der
Atomhülle ist dies bei höheren Energien erneut zu beobachten. So steigt durch Photo- und
Comptoneffekt (<1 MV) bzw. Compton und Paarbildungseffekt (> 1 MV) verursacht auch
die relative biologische Wirksamkeit für Gewebematerial.
Den Herstellern ist das Verhalten der Detektormaterialien bekannt und wird durch
Einschränkung des energetischen Einsatzbereiches berücksichtigt.
Die Energieabhängigkeit radiographischer Filme wird dadurch weiter kompliziert, dass die
Reichweite der Sekundärelektronen von niederenergetischen Röntgenstrahlen für Gewebe
in der Größenordnung 10 µm liegt, was vergleichbar mit einer typischen Korngröße ist und
woraus eine Abhängigkeit der Dosisantwort von der Korngröße und Kornverteilung
resultieren könnte.
Es ist jedoch auch zu bemerken, dass sich der Energieverlust für radiochromes
Filmmaterial
bzw.
die
tatsächliche
Schwächung
für
die
Filmstärke
durch
Massenschwächung und Massenbremsung auch im niedrigen Energiebereich unter 1%
bewegt und somit vernachlässigbar ist.
Gerade bei niederenergetischen Spektren ist die Strahlaufhärtung mit der Eindringtiefe zu
beobachten. Die Abbildungen 5 und 6 verdeutlichen die für die Energieabhängigkeit
verantwortlichen makroskopischen Effekte.
25
2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 5: oben: Anteile der mikroskopischen Effekte; unten: Halbwertschichtdicke HVL in
Abhängigkeit der Energie für verschiedene Materialien (Legende:Ordnungszahl, Material, Dichte
in g/ cm³)
26
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Abbildung 6: oben: Energieabsorbtion radiochromer und radiographischer Filmmaterialien;
unten: Schwächung radiochromer Film in Abhängigkeit der Energie
27
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4
Präzisierung der Aufgabenstellung
Aus
den
theoretischen
Betrachtungen
resultierend,
ergeben
sich
wesentliche
Fragestellungen, die im Rahmen dieser Arbeit näher untersucht werden sollen.

Wie lässt sich die Energieabhängigkeit der einzelnen Detektoren theoretisch
quantifizieren?

Über die Ermittlung welcher Parameter können die Spektren der Röntgenanlage der
192

Ir-Brachytherapiequelle und der 60Co-Anlagenquelle beschrieben werden?
Wie können mit einem einfachen Monte-Carlo-Programm Aussagen zur
Energieabhängigkeit verschiedener Detektorsysteme getroffen werden?

Welche Eigenschaften des GafChromic-EBT-Filmes müssen berücksichtigt
werden, um in Verbindung mit seiner Ausleseeinheit von einer korrekten
Anwendung dieses Messsystems sprechen zu können?

Wie lässt sich die Wirkung der Filterung der unterschiedlichen Strahlenqualitäten
auf dosisratenabhängige Festkörperinisationsdetektoren quantifizieren?

Wie wirken sich Strahlenqualitäten auf den Verlauf der Wassertiefendosiskurven
aus und welche Aussagen können daraus für die Energieabhängigkeit der
Detektoren gewonnen werden?

Wie ist die Energieabhängigkeit des GafChromic-Filmes und der Detektoren PTWFarmerkammer 30012, PTW-Semiflex-Schlauchkammer 31013, PTW-PinPointKammer 30015, IBA-Ionisationskammer IC 04, PTW-Markuskammer 23343,
PTW-Rooskammer
34001,
PTW-Diamantdetektor
60003
und
PTW-
Dosimetriediode 60008 zu beurteilen?
28
2010-03-08/031/EI01/2221
5
Lösung der Aufgabenstellung
Die für die klinische Dosimetrie wichtige Beurteilung der Energieabhängigkeit in
Strahlenfeldern unterschiedlicher spektraler Zusammensetzung, soll aufbauend auf den
Kenntnissen über

den Grundlagen der medizinischen Strahlenphysik,

die vorhandene Strahlungsmesstechnik,

die Technik der Strahlentherapie und

radiochrome Filme
unter Beachtung der im Punkt 4 genannten präzisen Aufgabenstellung mit folgenden
Methoden vorgenommen werden.

Ermittlung des Röntgenspektrums

Monte-Carlo-Untersuchungen

Untersuchung spezieller Eigenschaften des GafChromic-EBT-Filmes

Untersuchung spezieller Ionisationsdetektoreigenschaften

Messungen im Wasserphantom und

Ermittlung des relativen Ansprechvermögens im niedrigen Energiebereich
5.1
Ermittlung der Spektren
Die erste verfügbare Strahlenqualität im niedrigen Energiebereich ist die des
192
Ir. Die in
der Literatur verfügbaren Spektren für dieses Radionuklid unterscheiden sich in der Anzahl
der Stützstellen und im Vorhandensein niedriger spektraler Anteile. Das zur Quell-KapselKonfiguration des Brachytheraphie Afterloaders GammamedPlus-Xi, passende aus der
Literatur stammende Spektrum wurde als Grundlage für spätere Monte-Carlo-Simulationen
sowie für die Ermittlung der mittleren Energie verwendet.
Die energetischen Stützstellen bei 200 kV, 150 kV und 100 kV wurden durch
Transmissionsmessungen im Strahlenfeld der Röntgentiefentherapieanlage Hille TH200
29
2010-03-08/031/EI01/2221
(Hille X-Ray) ermittelt. Röntgenspektren können sich durch Alterungserscheinungen der
Röhre verändern. Wegen der Aufrauhung der Anodenoberfläche muss die Eigenfilterung
berücksichtigt werden. Der Versuchsaufbau für die Transmissionsmessungen wurde nach
DIN-Vorgaben gestaltet (siehe Abbildung 7).
Abbildung 7: Versuchsaufbau zur Durchführung der Transmissionsmessungen; Um die
Bedingung des Nadelstrahls zu realisieren, wurde eine 8 cm starke Bleiblende mit einer
zylindrischen Kavität von d=2 cm verwendet. Durch Lotung konnte der Detektormittelpunkt exakt
in der Mitte des ihn vollständig abdeckenden Feldes positioniert werden.
Die durch Transmission in Al (99,8%) und Cu (99,2%) bestimmten Halbwertdicken
wurden berechneten Halbwertdicken zum Vergleich gegenübergestellt.
30
2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 8: oben: berechnete Halbwertdicken (Vergleich Pb-Absorber); unten: und gemessene
Transmissionskurven (Al und Cu)
Verglichen wurde mit

Literaturangaben der Halbwertdicken für bestimmte Therapiestrahlenqualitäten,

aus tabellierter Massenschwächung bestimmter effektiver Energien, selbst
berechneten Halbwertdicken und

durch das Programm PTB – VBK 29425 unter Angabe bestimmter Therapieanlagenparameter und unter Angabe des Schwächungsmaterials ermittelten
Halbwertdicken.
Stimmen die Parameter 1. und 2. Halbwertdicke und mittlere Energie mit denen aus den
Tranmissionsmessungen ermittelten überein, soll davon ausgegangen werden, dass die
Spektren die mit dem Programm der PTW ermittelt wurden, den Spektren entsprechen, die
mit entsprechender Messtechnik (HPGe-Detektor) oder rechnerisch aus aufwändigeren
Transmissionsmessungen ermittelt werden können. Diese Spektren stehen dann auch
stellvertretend für Theraphiestrahlenqualitäten bestimmter Betriebsspannung und werden
25
Unter Verwendung realer gefilterter und ungefilterter und nach der bayes‘schen Methode entfalteter
Spektralserien (High Purity-Germanium-Detetektor), können durch nachträgliche numerische Integration
beliebige Filter zuverlässig zur Erzeugung verschiedener numerischer Röntgenspektren dienen.
31
2010-03-08/031/EI01/2221
ebenfalls als Eingangsspektren für noch folgende Monte-Carlo-Simulationen genutzt. Im
Rahmen dieser Untersuchungen wurden für die an der Röntgenanlage verfügbaren
Spannungen
(auch
kleiner
100 kV)
die
Spektren
sämtlicher
genutzter
Absorberschichtdicken ermittelt (Abbildung 9).
20 kV
30 kV
40 kV
50 kV
75 kV
100 kV
125 kV
150 kV
200 kV
Abbildung 9: Spektren für Absorberschichtdicken der verschiedenen Energien; Die Strahlaufhärtung wird gut sichtbar (li). Die zusammengesetzte Darstellung der Spektren verschiedener
Energie (re) verdeutlicht die Einflüsse der zur Hautschonung beitragenden Filterung
(Intensitätsvarianz) bei den verschiedenen Energien. Auch die für Wolfram charakteristischen
Spitzen (K 1= 59,32 keV, K 2= 52,98 keV, K 1= 67,2 keV, K 2= 69,1 kV) sind erkennbar.
Die messtechnisch ermittelten Halbwertdicken liegen im Toleranzbereich der in der
Literatur für die entsprechenden Therapiestrahlenqualitäten gemachten Angaben. Jedoch
fällt sowohl für die Halbwertdicken, als auch für die mittleren Energien auf, dass diese
leicht erhöht sind (Abbildung 10), was auf beginnende Abnutzungserscheinungen der
Anode hindeutet (Aufhärtung durch Anodenselbstabsorbtion). Als Konsequenz und im
Hinblick auf die späteren Monte-Carlo-Untersuchungen (zur Röntgenanlage passende
Eingangsspektren), wurden die mit dem PTB-Programm ermittelten Spektren mit einer
simulierten zusätzlichen Al-Schicht so angepasst, dass die Al-Halbwertdicke und die
mittlere Energie der gemessenen entsprachen. Die Abweichungen bei der Halbwertdicke
Cu-150 kV kommen durch die begrenzte Anzahl an Absorberdickenabstufungen für Cu
und die damit verbundene schlechte Interpolationsmöglichkeit zustande und demonstrieren
den Sinn des Gebrauchs von Al als Niedrigenergieabsorber.
32
2010-03-08/031/EI01/2221
HVL in mm bzw.
mittlere E in kV
max. Energie in kV
Abbildung 10: Vergleich der Halbwertdicken-HVL und mittleren Energien (Beschleunigungsspannungen: 20 kV; 30 kV; 40 kV; 50 kV; 100 kV; 125 kV; 150 kV und 200 kV)
33
2010-03-08/031/EI01/2221
5.2
Monte-Carlo-Untersuchungen
Die Monte-Carlo-Simulation soll in dieser Arbeit zur Abschätzung der Energieabhängigkeit der verschiedenen Detektormaterialien dienen.
5.2.1 Definition
Bei der Monte-Carlo-Rechnung (MC) wird auf Grundlage der Ergebnisse häufig
durchgeführter Zufallsexperimente mit Hilfe der Wahrscheinlichkeitstheorie ein analytisch
nur aufwändig lösbares Problem im mathematischen Kontext numerisch gelöst. Die Quantität der auftretenden energieabhängigen strahlenphysikalischen Wechselwirkungseffekte
wird unter Zuhilfenahme implementierter, in Programmbibliotheken hinterlegter Wahrscheinlichkeitsverteilungsfunktionen (Präprozessoren) und Wirkungsquerschnitten durch
Zufallsalgorithmen bestimmt. Elektronen- und Photonentransport werden dabei getrennt
betrachtet [104].
MC-Programme wurden ursprünglich für die Erfordernisse der Hochenergiephysik
implementiert. Mit der Entwicklung von EGS426 mit den Anzeigemöglichkeiten „dose to
medium― und „dose to water― wurden sie auch für die medizinische Strahlenphysik
nutzbar. Als Maß für die Integraldosis dient die im Raum ermittelte relative,
materialspezifische deponierte Energie vordefinierter Quellen. Um die hohen Rechenzeiten
zu verringern, aber dennoch eine bestimmte Genauigkeit bzw. trotz gleicher Rechenzeit
eine
geringere
statistische
Unsicherheit
zu
gewährleisten,
werden
Varianzreduktionsverfahren angewendet.
Beim Condensed-History-Verfahren werden die Wechselwirkungsschritte unterteilt in
hard- und soft collisions zu einem gemeinsamen Schritt zusammengefasst. Über die
Parameter AE und AP wird festgelegt, bis zu welcher Energie noch Deltaelektronen oder
Bremsstrahlungsphotonen
erzeugt
werden.
Oberhalb
dieser
finden
direkte
Wechselwirkungen statt. Unterhalb erfolgt die Zusammenfassung zu einem CondensedHistory-Schritt.
Das Schema in Abbildung 11 demonstriert die Arbeitsweise des PRESTA27-Algoritmus.
Eine aus dem Schwächungsgesetz resultierende Wahrscheinlichkeitsverteilung dient der
26
Electron-Gamma-Shower: Programm für Monte-Carlo berechnete Elektronen- und Photonentransportsimulationen
27
Parameter-Reduced-Electron-Step-Algorithm
34
2010-03-08/031/EI01/2221
Ermittlung der Distanz bis zur nächsten Wechselwirkung. Über den jeweiligen
differentiellen Wirkungsquerschnitt werden die Richtung und die Energie des Teilchens
geändert.
Die Rechenzeit T ist proportional der Anzahl der simulierten Teilchenschicksale N (T~N)
und die Varianz ² der zu bestimmenden Größe ist ihnen reziprok (² ~1/N). Für die
Halbierung der statistischen Unsicherheit muss die Anzahl der Teilchenschicksale
vervierfacht werden. Damit ergibt sich die Effizienz zu
.
Abbildung 11: Energietransportalgorithmus
Beim hier verwendeten Programm EGS-Ray wird ebenfalls der EGS4-Code umgesetzt.
Sämtliche erforderlichen Mediendaten werden ihm entnommen. Das zu simulierende
Problem wird mit Hilfe von Scriptdaten formuliert, welche es erlauben komplexe
Geometrien zu entwerfen.
35
2010-03-08/031/EI01/2221
5.2.2 Statistik
Die statistische Natur von Monte-Carlo-Ereignissen erfordert gerade bei einer Verifikation
der peripheren Dosis (geringe Wechselwirkungswahrscheinlichkeit) eine hohe Anzahl an
Teilchengeschichten. Erst wenn die Poissonverteilung gaußförmig angenähert werden
kann, können zuverlässige statistische Aussagen zur berechneten relativen Dosis getroffen
werden (Abbildung 12).
Abbildung 12: oben: Voxel-zu-Voxel-Abweichungen der relativen Dosis nach Abstand zur
Feldmitte aufgetragen(für 250 000, 1 000 000 und 5 000 000 Histories); unten: Histogramme mit
Dosisklassen (li: rel. Dosis im Nutzstrahlenfeld; re: rel. Dosis im Streustrahlenfeld)
36
2010-03-08/031/EI01/2221
5.2.3 Energieverteilung innerhalb und außerhalb des
Nutzstrahlenfeldes
Bei der praktischen Dosimetrie können verschiedene Effekte niederenergetischer
Feldanteile beobachtet werden. Mit steigender Feldgröße werden die niederenergetischen
Streustrahlungsanteile der peripheren Feldbereiche mit detektiert. Der Outputfaktor eines
nicht wasseräquivalenten Detektors steigt durch die erhöhte Massenschwächung des
niederenergetischen Photonenflusses bei Materialien höherer Ordnungszahl.
Die
diesbezüglich zu hoch interpretierte Dosis muss feldgrößenkorrigiert werden. Bei sehr
kleinen, stereotaktisch28 applizierten Feldern muss der erhöhte Outputfaktor infolge des
lateralen Sekundärelektronen-Ungleichgewichts ebenfalls berücksichtigt werden.
Die Streustrahlenbeiträge großer Felder (>10 x 10 cm²) verursachen eine mit der Tiefe
zunehmend niederenergetischere Penumbra 29 (mit sinkender Energie steigt der Winkel der
Streustrahlung). Oberflächennahe niederenergetische Streustrahlenbeiträge entstammen
daher größeren Tiefen. Sie werden von dort in die entgegengesetzte Richtung gelenkt. Die
Strahlerkopfstreustrahlung bewirkt, dass in einiger Entfernung zum Feld wieder
höherenergetische Anteile anzutreffen sind. Die dortigen Dosisbeiträge sind allerdings
vernachlässigbar. Abbildung 12 illustriert, wie in der Tiefe entstandene Streustrahlungsbeiträge auch an der Oberfläche niederenergetische Dosisspitzen liefern können.
Abbildung 13: durch Streustrahlung (200 kV) verursachte Dosisspitzen an der Oberfläche bei
schräg einfallendem 60Co-Nadelstrahl (li: Profil; re: Draufsicht)
Abbildung 14 stellt die Energieverteilungen der Standardfeldgröße (10 x10 cm²) und
großer Feldgrößen gegenüber.
28
griech.: stereós (hart, starr) und táxis (Anordnung, Einrichtung)
29
Diese Bezeichnung des Dosishalbschattenbereiches hat medizinischen Ursprung und leitet sich aus der
unmittelbar an eine zentrale Nekrosezone angrenzenden Übergangsbereich der noch überlebensfähige
Zellen besitzt, ab.
37
2010-03-08/031/EI01/2221
E in MV
Wassertiefe in cm
Abbildung 14: MV-Energieschema-60Co; Niederenergetische Streustrahlenbeiträge verursachen
bei großen Feldern einen Dosisanstieg in der Tiefe (oben 10 x 10 cm²; unten 40 x 40 cm²). Die
mittlere Energie nimmt im Bereich der peripheren Dosis mit dem Abstand vom Zentralstrahl ab
und mit der Wassertiefe zu.
Mit Hilfe von Monte-Carlo-Ergebnissen hoher Güte können durch den Vergleich des
Dosenverhältnisses Nutzstrahl/ niederenergetisches Plateau (Streustrahlenfeld), und die
Kenntnis der dort herrschenden mittleren Energien, ebenfalls praktische Messungen an den
durch MC-Simulation vorgegebenen Messorten durchgeführt und durch den Vergleich der
o.g. Dosenverhältnisse (real/ simuliert) eine Energiekorrektur vorgenommen werden. Auf
die Notwendigkeit extrem langer Simulations- und praktischer Messzeiten im
Streustrahlenfeld (und damit verbundenen Messunsicherheiten) soll explizit hingewiesen
werden.
Spektrale Veränderungen
Um die Veränderungen des Röntgenspektrums in 1 cm und 5 cm PMMA30-Tiefe zu
charakterisieren, wurden Monte-Carlo Simulationen durchgeführt. Es wurde festgestellt,
dass bei Energien <100 kV in 5 cm Tiefe gegenüber 1 cm Tiefe eine erwartete Aufhärtung
sichtbar ist. Für 100 kV ist außer in den spektralen Intensitäten kein Unterschied
feststellbar und bei >100 kV ist in 5 cm Tiefe weichere Strahlung als in 1 cm Tiefe
anzutreffen (Abbildung 15).
30
Polymethylmethacrylat (Acrylglas oder Plexiglas): synthetischer, thermoplastischer Kunststoff
38
2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 15: Spektrale Verschiebung zwischen 1cm und 5 cm PMMA-Tiefe (100 kV; 200 kV)
Bei 100 kV müsste demnach in 1 cm und 5 cm die gleiche Energieabhängigkeit der
Detektorantwort feststellbar sein. Für 200 kV müsste in 5 cm PMMA-Tiefe (niedrigere
Energie) eine Erhöhung der Detektorantwort gemessen werden.
5.2.4 Simulationen zur Energieabhängigkeit bestimmter
Detektormaterialien
Das detektorspezifische Luftkerma- Ansprechvermögen R wird aus absorbierter Energie
im Hohlraum und der Kerma am Ort des Kammerbezugspunktes bestimmt (R=deponierte
Energie/ Kerma). Die so ermittelte Reaktion des Detektors ist direktproportional zum
messtechnisch ermittelten Ansprechvermögen.
Quellenmodellierung
Für die Untersuchungen im
60
Co-Strahlenfeld wurden zusätzlich neben den charakteristischen
Spektrallinien die Quellenkonfiguration und Teile des Strahlerkopfes, welche die
niederenergetischen Anteile des Nutzstrahlenfeldes verursachen, nachmodeliert. Die realen und
auch simulierten Abstände der Detektoren zur PMMA-Phantomoberfläche betrugen für: 60Co:
100 cm;
192
I: 5,5 cm; Röntgenröhrenbetriebsspannungen: 200 kV bis 100 kV: 55 cm und
Röntgenröhrenbetriebsspannungen 50 kV bis 20 kV: 25 cm.
39
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Simulation
Zur
Überprüfung
des
relativen
Ansprechvermögens
bestimmter
typischer
Detektormaterialien wurden der Kammergröße äquivalente Volumenelemente definiert
und entsprechend den realen Messbedingungen bestrahlt. Bei der Modellierung von
Kompaktkammern ist besonderes Augenmerk auf die Dimensionierung der Mittelelektrode
zu
legen.
Kleine
geometrische
Variationen
rufen
starke
Veränderungen
des
niederenergetischen Ansprechvermögens hervor. Jede Simulation wurde mit gleich vielen
Histories gestartet. Die dabei erhaltene relative virtuelle Dosis sinkt bis knapp unter
100 kV
und
steigt
bei
niedrigen
Energien
wieder
an,
da
die
Wechselwirkungswahrscheinlichkeit aufgrund der geringen Reichweite größer ist
(Abbildung 16).
Die im Kammervolumen deponierte relative Dosis und die, unter Berücksichtigung der
Messortverschiebung an der gleichen Stelle ermittelte relative Wasserenergiedosis werden
auf 60Co und die relative Dosis in Wasser normiert.
Normierung auf 60Co-Strahlung in Wasser
Durch die konstante Anzahl der Histories (mindenstens 107) wird bei Verwendung der
Referenzstrahlenqualität
60
Co-Gammastrahlung
allein
durch
die
Verwendung
unterschiedlicher Detektormaterialien ein Unterschied in der relativen Dosis sichtbar.
Durch einen Korrekturfaktor werden die bei 60Co ermittelten relativen Dosen der einzelnen
Detrektormaterialien auf die relative Dosis des Wassers normiert. Für jeden einzelnen
Detektor wird dieser bei
60
Co ermittelte Faktor bei jeder Energie auf die dort ermittelte
Dosis aufgeschlagen.
Normierung auf die relative Wasserenergiedosis
Das Ansprechvermögen wird bei der jeweiligen Energie nach Drel Detektor zu Drel Wasser
ermittelt. Für die Verifikation praktischer Messungen mit mehreren Detektoren genügt die
Simulation eines Detektors. Die Korrektur seines realen Vorbildes ermöglicht, die wahre
Dosis abzuschätzen. Dieses Vorgehen führt zu den in Abbildung16 dargestellten
Ergebnissen.
40
2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung16: Schritte zur Ermittlung der Energieabhängigkeit: oben oben: ursprüngliche
relative Dosis, oben unten: Co-Normierung; unten: Wassernormierung
Abbildung 17 vergleicht die Simulationsergebnisse zusätzlich an der Oberfläche (0 cm
Tiefe) und in 10 cm Tiefe einzeln.
41
2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 17: Vergleich der Simulationsergebnisse einzeln und für die Detektormaterialien
(Steel: PTW-PinPoint-Kammer 30015; 170C: PTW-Diamantdetektor 60 003; Al: PTW-SemiflexKammer 31010; Si:IBA- SCX_WH-PFD-Diode)
Da die PTW-PinPoint-Kammer 30015 (Stahlelektrode) um statistische Schwankungen
geringer zu halten, etwas größer als in Wirklichkeit modelliert wurde, sinkt die Dosis
(vollständige Absorbtion) des Materials mit der größten Ordnungszahl zuerst. Die Kammer
besitzt aber in der Praxis noch eine Kammerwand. Diese trägt zusätzlich zur Schwächung
bei und ist die Ursache, warum das Ansprechvermögen der Nichtstahl-Materialien später
sinkt.
42
2010-03-08/031/EI01/2221
Mit der Darstellung DH2O=f(E) erklären sich die Verläufe bei Energien unterhalb des
maximalen Ansprechvermögens.
Bei diesen niedrigen Energien tritt der Effekt der Tiefenschwächung besonders zu Tage
(Abbildung 17). Der Photoeffekt spielt gerade bei höheren Ordnungszahlen die tragende
Rolle -> (Photo-) Elektronen haben eine höhere Streudichte als Comptonphotonen
(Verluste an deponierter Energie). Bei 60Co ist die Dosis bei 0 cm PMMA geringer als bei
0,5 cm PMMA (Aufbaueffekt höherer Energien).
Werden große und kleine PMMA-Phantome benutzt, kann festgestellt werden, dass beim
großen Phantom die Dosis bei niedrigen Energien durch Streustrahlung erhöht ist
(Abbildung 18). Wird auf
60
Co normiert, ist diese Erhöhung nur noch bei der PTW-
PinPoint-Kammer 30015 vorhanden, die insbesondere niederenergetische Streustrahlung
Detektorantwort
aufgrund der Schwächung überbewertet.
Abbildung 18: Dosisvergleich großes /kleines Phantom (von unten nach oben: Gafchromic-EBTFilm;PTW Semiflex-Kammer 31013, PTW-PinPoint-Kammer 30015)
43
2010-03-08/031/EI01/2221
5.3 Untersuchung spezieller Eigenschaften des GafChromic-EBTFilmes
Zusammensetzung/ chemische Reaktion
Radiochrome Filme regieren nach Strahleneinwirung mit einen Farbumschlag [67; 69; 70;
80; 91]. Die neue empfindlichere Emulsion des GafChromic-EBT-Filmes ermöglicht eine
schnelle Reifung und die Dosimetrie in energetisch unterschiedlich zusammengesetzten
Feldern. Die Filme werden von einer 97 µm dünnen transparenten PE-Schicht vor
Umwelteinflüssen
geschützt.
Die
nach
Strahleneinwirkung
stattfindende
Polymerisiationsreaktion bildet Kettenstrukturen, die eine bläuliche Veränderung seiner
Optischen Dichte hervorrufen. Nach Aufnahme einer Kalibrierkurve kann jeder Film der
Packung bestrahlt und ordnungsgemäß ausgewertet werden. Da jede neue Packung
fertigungsbedingt Filme mit unterschiedlichen Grundschleier beinhaltet und jeder Film
eigene Inhomogenitäten besitzt, wird eine individuelle Nullwert Korrektion empfohlen.
Abbildung19 stellt den Film als Informationsträger der zweidimensionalen IMRTFeldverteilung dar.
Abbildung19: Gafchromic-EBT-Film zur Verifikation von IMRT-Feldern
Im Zusammenhang mit der chemischen Reaktion lassen sich bestimmte Filmeigenschaften
beschreiben. Von besonderem Interesse ist die Entwicklung der Schwärzung nach der
Bestrahlung. Der Nenndosisbereich wird mit 0,01 Gy bis 8 Gy angegeben. Bei 10 Gy
Kalibrierdosis traten deutliche Sättigungserscheinungen in Form nahezu konstanter
Schwärzung auf. Abbildung 20 zeigt die Schwärzungsentwicklung nach der Bestrahlung
für 0,1 Gy, 1 Gy und 2 Gy. Nach 2 h tritt eine Sättigung ein. Die Entwicklung der
optischen Dichte ist dosisstufenabhängig.
44
2010-03-08/031/EI01/2221
1 Gy
2Gy
PixelValue
0,1 Gy
t in h
Abbildung 20: Nachdunklung: Pixelvalue nach Zeit für 0,1 Gy, 1 Gy und 2Gy
Das Scannerlicht bewirkt ebenfalls eine Nachdunklung. Gerade am unbestrahlten Film ist
diese deutlich erkennbar. Abbildung 21 lässt gleichzeitig die von den Scanpausenzeiten
unbeeinflusste Filmreaktion erkennen.
Abbildung 21: Scannerlichtschwärzung nach Zeit und gleiche Datenwerte nach Scanzahl
aufgetragen.
Die Wirkung des Scannerlichts ändert sich mit dem Bestrahlungsniveau. In Abbildung 22
ist die prozentuale Änderung der optischen Dichte nach etwa 100 Scans als
Interpolationsfunktionsfunktion der Dosis aufgetragen. Die Unempfindlichkeit des
Nullfilms (fehlende Initialisierung der Reaktion) taucht erst bei Dosen oberhalb von 2 Gy
wieder auf, sobald die Reaktion einen erstarrten Zustand erreicht hat. Alle Scans wurden 1
Tag nach der Bestrahlung durchgeführt.
45
2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 22: Änderung der optischen Dichte durch Scans nach Dosisniveau
Beim Studium der Literatur fällt auf, dass die zusammensetzungsbedingte Variation des
Ansprechvermögens in unterschiedlichen Energiebereichen mit der Wahl der Dosisstufen
korreliert. Eigene Messungen bestätigen diesen Schluss. Wird die Messzeit für die
Schwärzungsdosis von 10 Gy halbiert oder durch 10 geteilt, lassen sich aus den dann
ermittelten Filmschwärzungen nur Dosen <5 Gy und <1 Gy ablesen. Abbildung 23 stellt
diesen Sachverhalt für die die Röhrenspannung 150 kV, zum besseren Vergleich auf 1
normiert, und in den der Balkenfarbe entsprechenden Scannerfarbkanälen 31 dar. Bei den
Nachbarenergien 200 kV und 150 kV konnte dieses Verhalten ebenfalls beobachtet
werden.
Abbildung 23: scannerspezifische Dosisstufenabhängigkeit des relativen Ansprechvermögens bei
150 kV. Die Nichtlinearität des Grünkanals hebt sich ab.
31
Die gescannten Bilder werden im TIFF-(Tagged-Image-File-Format) gespeichert und können in den
verschiedener Farbkanälen ausgewertet werden
46
2010-03-08/031/EI01/2221
Filmspektrum
Die Absorbtionsspitze des GafChromic-EBT befindet sich bei 635 nm. Entsprechend der
Lage der Spitze steigt die Empfindlichkeit wenn der Film im Farbkanal höherer
Wellenlänge ausgewertet wird (blau -> grün-> rot). Bei gleicher Gewichtung aller drei
Kanäle ergibt sich wie erwartet, eine etwa dem Grünkanal entsprechende Empfindlichkeit
(weiß).
Die
Orientierung
der
nadelförmigen
Polymerstrukturen
parallel
zur
Filmaufzugsrichtung hinterlässt ihre Wirkung in der orientierungsbedingen Polarisation
des Scannerlichtes. Die Umkehr im Blaukanal deutet sich bereits im Grünkanal an
(Abbildung 24).
landscape/ portrait
Abbildung 24: Orientierungseffekte
Schwarzschildeffekt
Die für radiographische Filme bekannte Abhängigkeit von der Dosisleistung, in der
Photographie
auch
als
Schwarzschildeffekt 32
bekannt,
wurde
bei
60
Co
bei
unterschiedlichen Abständen mit der PTW-Semiflex-Kammer 31013 verifiziert. Die
Abweichung der Pixelvalue betrug bei der Auswertung der Filme nach 24 h 0,3%, was im
32
Die gleiche Dosis verursacht beim Protrahieren eine geringere Schwärzung.
47
2010-03-08/031/EI01/2221
Bereich
der
Messunsicherheit
liegt
und
keinen
Hinweis
auf
eine
Dosisleistungsabhängigkeit liefert. Die Ionisationskammer hat bei 0,21 Gy/ min bis 1,21
Gy/ min eine mittlere Abweichung von 0,5% (Dosisleistungsunabhängigkeit von 0,01 Gy/
min bis 2,5 Gy/ min).
Einfluss von Temperatur und Feuchtigkeit
Bei Temperaturen über 60 °C kommt es in Folge thermischer Filmreaktionen zu einer
elastischen Antiparallelität der Polymerstrukturen, die das kurzwellige Farbspektrum
absorbieren. So reagiert der Film bei Überbrühung binnen Sekunden mit einem reversiblen
rot durchscheinenden Farbumschlag. Die Rotintensität entspricht der jeweiligen
vorbestrahlungsabhängigen Optischen Dichte.
Durch den Wasserkontakt kam es zu Diffusionserscheinungen am Filmrand. Je stärker die
Vorbestrahlung, desto geringer war die Eindringtiefe.
Experimente, bei denen der Film in Folie eingeschweißt oder die Ränder mit Klebestreifen
abgeklebt wurden, bestätigen im Vergleich zum ungeschützten Film auch nach bis zu 14tägiger Wässerung eine wasserdichte PE-Schutzschicht und dass auch mit ungeschütztem
Film mehrere Stunden im Wasser gearbeitet werden kann. Die milchige Verfärbung an den
Diffusionsstellen bewirkt im Scanner-Durchlichtbetrieb eine höhere Filmantwort. Selbige
milchig weiße Verfärbung kommt beim Knicken des Filmes zu Stande. Die Emulsion ist
mit ihrem hohen Gelatineanteil hygroskopisch. Bei allen Messungen konnte in der
Filmmitte eine unveränderte optische Dichte festgestellt werden.
Scanner
Im
Zusammenhang
mit
filmorientierungsabhängigen
dem
Scanner
Epson
Polarisationseffekten
Perfection
auch
V700
die
sind
neben
gerätebedingten
Polarisationserscheinungen zu nennen [73]. Die Scanfeldinhomogenität von links nach
rechts ist auf die Streuung der Lampe zurückzuführen und steigt mit der Filmschwärzung
(Abbildung 25).
Bei großen Filmgrößen (> 10 x 10 cm²) ist eine dosisabhängige Korrektur, die von der
Position des Pixels auf dem Scanner abhängt, erforderlich (Korrektionsmatrix).
48
2010-03-08/031/EI01/2221
Scanrichtung in mm
Scanrichtung
Scanrichtung
Lampenachse in mm
Abbildung 25: Scanfeldinhomogenität; re: Normierung auf maximale Pixelvalue
Eine Abhängigkeit der Schwärzung von der Filmgröße und Scanauflösung konnte nicht
festgestellt werden.
49
2010-03-08/031/EI01/2221
5.4
Untersuchung spezieller Ionisationsdetektoreigenschaften
Voraussetzung für den Gebrauch von Ionisationsdetektoren ist die Kenntnis ihrer
Eigenschaften. Im Zweifelsfall müssen diese ermittelt und wenn nötig, korrigiert werden.
Dies gilt insbesondere für Messungen außerhalb des vom Hersteller angegebenen
modellspezifischen Anwendungsbereichs.
Sowohl PTW-Farmer-Kammern für Festkörperphantome als auch PTW-SemiflexKammern für Wasserphantome (Wasserenergiedosiskonzept) haben Al-Mittelelektroden,
aus denen Elektronen herausgeschlagen werden. Dies verursacht ein leicht erhöhtes
Ansprechvermögen.
Die
dadurch
bedingte
leichte
Energieabhängigkeit
des
Ansprechvermögens im niedrigen Energiebereich wird von PTW-PinPoint-Kammern (alter
Typ mit Stahlinnenelektrode) noch weit übertroffen. Grund ist die Stahlinnenelektrode,
welche den Detektor trotz des kleinen Kammervolumens (hervorragende Ortsauflösung
zum Einsatz bei kleinen IMRT-Feldern und am Feldrand) empfindlich machen soll. Als
Referenz bei verschiedenen Strahlenenergien eignet sich die IBA-Ionisationskammer
CC04 (Shonka) durch ihr luftäquivalentes Elektrodenmaterial am besten. Alle diese
zylindrischen Kompaktkammern werden ausschließlich für die Photonendosimetrie
eingesetzt.
Für besonders niederenergetische Photonenstrahlung und Elektronenstrahlung eignen sich
Parallelplatten-Flachkammern. Die dazu zählende, ebenfalls hoch ortsauflösende PTWMarkus-Kammer 23343 musste wegen schlechter Schirmung gegen Seitwärtsstreuung
durch die PTW-Roos-Kammer 34001 mit breiterem Schutzringdesign ersetzt werden. Die
kompakte Bauweise, die Gewebeäquivalenz und die geringe Ionisationsarbeit zeichnen den
bekanntesten Festkörperionisationsdetektor (schnellerer Ladungstransport als im Gas),
den kostspieligen, dosisleistungsabhängigen und vorzubestrahlenden (Auffüllen von
Störstellen-Traps) PTW-Diamantdetektor 60012 aus. Eine ebenso empfindliche Alternative
stellt die ebenfalls vorzubestrahlende und dosisleistungsabhängige PTW-Diode 60012, ein
Sperrschichtionisationsdetektor, dar. Die Wolframkapselung der IBA SCX-WH-PFDDiode, gegen die Überbewertung niederenergetischer Streuphotonen, erzeugt wiederum
Sekundärelektronen, welche das empfindliche Messvolumen trotzdem erreichen. Die
technischen Parameter aller Detektoren sind Anhang 4 zu entnehmen.
50
2010-03-08/031/EI01/2221
Folgende Eigenschaften können unterschieden werden: Feldgrößenabhängigkeit (auch
Streustrahlung und Leckströme vom Kammerstiel); Energieabhängigkeit; Ortsauflösung
und
Volumeneffekt
(Beurteilung
Tiefendosisverteilung,
Profilmessungen);
Richtungsabhängigkeit; Anlaufverhalten; Verhalten bei Variation der Kammerspannung;
Dosisleistungsabhängigkeit,
-linearität
und
Langzeitstabilität
(Alterung);
Polarisationseffekt und Exemplarstreuung.
Abbildung 26: Detektoren im Röntgenbild: von links: PTW-Semiflex-Kammer 31013, IBAIonisationskammer CC (Shonka,) PTW PinPoint-Kammer 30015,PTW-Diamant-Detektor 60003
Gasionisationsdetektoren müssen außerdem vor jeder tageszeitlichen Messung hinsichtlich
Luftdruck, Temperatur und Luftfeuchte korrigiert werden.
In Abbildung 27 sind verschiedene Detektormaterialien dargestellt. Auch anhand der
Ordnungszahl kann die aus der Energieabsorbtion abgeleitete Massenschwächung
abgeschätzt werden.
51
2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 27: Gegenüberstellung der Detektormaterialien nach Dichte und effektiver
Ordnungszahl
Viele o.g. Eigenschaften ändern sich im normalen Betriebsfall nicht. Neben der Korrektur
von Druck und Temperatur bei Gasionisationsdetektoren und der immer zu empfehlenden
Vorbestrahlung, sollten die verschiedenen Dosisleistungen an Röntgentiefenanlage,
192
I-
Brachytherapiequelle und 60Co-Anlage für Diamantdetektor und Diode korrigiert werden.
Dosisleistungsabhängigkeit
Mit
einer
dosisleistungsunabhängigen
Schlauchkammer
(Herstellerangaben
und
Verifikation durch Beleg des Abstandquadratgesetzes) und den zu verifizierenden
Messinstrumenten PTW-Diamant-Detektor 60003 und IBA SCX_WH-PFD-Diode wurden
an der 60Co-Anlage über unterschiedliche Abstände die Dosisleistungen durch die aus den
bisherigen Messungen (IBA-Ionisationskammer CC04 –Shonka) bei den unterschiedlichen
Strahlenqualitäten abgeschätzten Dosisleistungen reproduziert. Aus den so ermittelten
Fehlern wurden die Korrekturfaktoren erstellt. Abbildung 28 informiert am Beispiel PTWDiamant-Detektor 60003 über die nötigen Schritte.
52
2010-03-08/031/EI01/2221
1
2
3
4
Abbildung 28: Schritte zur Dosisleistungskorrektur: (1) Dosisleistungsabschätzung aus bisherigen
Messungen als f(E); (2) Reproduktion durch Variation der SSD am Co-60-Gerät; (3)
Fehlerermittlung durch Vergleich mit Schlauchkammerreferenz; (4) Berichtigung durch
Korrektionsfaktor.
53
2010-03-08/031/EI01/2221
5.5
Messungen im Wasserphantom
In der dosimetrischen Routine und der
Phantommaterialien
gewählt
Qualitätssicherung kann zwischen 3
werden:
Wasser,
wasseräquivalentes
Festkörperphantommaterial RW3 (rigid water) und PMMA 33. Letzteres muss für den
Vergleich mit Wasser bezüglich der Messstiefe korrigiert werden.
Im Wasserphantom wurden mit der PTW-Markus-Kammer 23342, der PTW-RoosKammer 34001, der PTW-Semiflex-Kammer 31013 und dem GafChromic-EBT-Film
Tiefendosiskurven bei folgenden Feldgrößen und Spannungen aufgenommen: 6x8 cm²
(150 kV); 10x15 cm² (100 kV, 150 KV und 200 kV) sowie 20x15 cm² (200kV).
In Abbildung 29 sind die durch Monte-Carlo-Simulationen erhaltenen Tiefemdosisverläufe
zu sehen. Die Kurvenverläufe werden mit zunehmender Röhrenspannung und Feldgröße
flacher (für 100 kV und 200 kV sind zusätzlich die Feldgrößen 6x8 cm² und 10x15 cm²
dargestellt). Zusätzliche niederenergetische Dosisbeiträge in der Tiefe verursachen bei
steigenden Feldgrößen einen Anstieg der relativen Tiefendosis und somit ebenfalls eine
flacher werdende Tiefendosiskurve.
Abbildung 29: Tiefendosiskurven mit Monte-Carlo-Simulation (Energie in kV_ Fläche in cm²)
Die real gemessenen Kurven sind in Abbildung 30 im Vergleich dargestellt. Auch hier sind
mit zunehmender Spannung und Feldgröße steigende Kurvenverläufe zu beobachten. Die
oberste der Kurven stellt in allen Fällen das Verhalten der PTW-Semiflex-Kammer 31013
dar, eine Bestätigung für die Vermutung einer Überbewertung durch die AlMittelelektrode infolge des erhöhten Wirkungsquerschnittes des Materials höherer
33
Polymethylmethacrylat, auch Acrylglas oder Plexiglas
54
2010-03-08/031/EI01/2221
Ordnungszahl für niederenergetische Photonenstrahlung. PTW-Markus-Kammern 23343
und PTW-Roos-Kammern 34001 liegen fast aufeinander. Mit steigender Feldgröße scheint
sich ihr Abstand voneinander zu vergrößern. Da die PTW-Roos-Kammer 34001 besser
gegen Seitwärtsstreuung geschützt ist, liegt sie oberhalb der PTW-Markus-Kammer 23343.
In Anbetracht des dünneren Eintrittsfensters wird bei der Markuskammer ein geringerer
Bremsstrahlungsverlust verursacht.
Semiflex
Markus
Roos
Semiflex
Roos
Markus
Semiflex
Roos
Markus
Semiflex
Roos
Markus
Semiflex
Markus=Roos
Abbildung 30: Vergleich der Tiefendosisverläufe fü rPTW-Markus-Kammer 31013, PTW-RoosKammer34001 und PTW-Semiflex-Kammer 31013
Werden die Tiefendosisverläufe für jeden der Detektoren einzeln betrachtet (Abbildung 31
oben), fällt neben ihrer Ähnlichkeit der Unterschied im relativen Ansprechvermögen auf,
welches, wie mit Monte-Carlo vorhergesagt, stark feldgrößenabhängig ist.
Die Verläufe von Film und Monte-Carlo (Röhrenspannung 200 kV) zeigen für sich
betrachtet, dass der Film unterbewertet.
55
2010-03-08/031/EI01/2221
Roos (150 kV)
Semiflex (150 kV)
Markus (150 kV)
EBT (200 kV)
MC (200 kV)
Abbildung 31: Oben: PTW-Markus-Kammer 23343, PTW-Roos-Kammer 34001 und PTWSemiflex-Kammer 31013 einzeln betrachtet (Kurve 150_20x15 befindet sicht direkt auf
200_10x15; Spannung in kV_ Fläche in cm²); unten: Vergleich GafChromi-EBT-Film und MC
(200 kV)
Um die Verläufe der Tiefendosiskurve in einem Wert zu fassen, kann das Dosisverhältnis
zweier Phantomtiefen eingeführt werden. Je steiler die Tiefendosiskurve, desto höher wird
Q. Abbildung 32 zeigt abermals, dass PTW-Markus-Kammer 23343 und PTW-RoosKammer 34001 etwa gleichauf liegen, und die PTW-Semiflex-Kammer 31013 die Dosis
am meisten überbewertet. Durch die Korrelation von Q und der Steigung der
Tiefendosiskurven kann es
als
zuverlässiges
Maß
für
die
Abschätzung
der
Energieabhängigkeit dienen. Über den Vergleich von aus Monte-Carlo-Simulationen
ermittelten Q und aus der realen Messung mit dem zu untersuchenden Detektor ermittelten
Q, kann die Energieabhängigkeit abgeschätzt werden.
56
2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 32: Dosis-Tiefenverhältnis Q zweier Phantomtiefen für PTW-Markus-Kammer 23343,
PTW-Rooskammer 34001, PTW-Semiflex-Kammer 31013 (alles 150 kV) und Monte-Carlo
(200 kV)
57
2010-03-08/031/EI01/2221
5.6
Ermittlung des relativen Ansprechvermögens im niedrigen
Energiebereich
5.6.1 Definition des relativen Ansprechvermögens
Das relative Ansprechvermögen (die Dosisempfindlichkeit) ergibt sich aus dem Messwert
MTHX
bei
der
zu
untersuchenden
Therapie-Strahlenqualität
(THX)
und
der
Referenzstrahlenqualität 60Co oder 6 MV.
R= MTHX/MCo-60
bzw.
R= MTHX/M6 MV
Gleichung 17
5.6.2 Durchführung
Alle Detektoren müssen exakt die gleiche Dosis erhalten. Daher muss bei der
Positionierung auf die detektorspezifische Verschiebung des effektiven Messortes geachtet
werden.
60
Co-Anlage und Röntgentiefentherapieanlage
Alle Messungen wurden im 30 x 30 cm² PMMA-Phantom durchgeführt. Die effektiven
Messorte der Detektoren wurden auf 1 cm und 5 cm PMMA Tiefe festgelegt. Die
vorbestrahlten
sowie
luftdruck-
und
temperaturkorrigierten
Detektoren
wurden
nulleffektkorrigiert. Alle Detektoren wurden bei der jeweiligen Strahlenqualität mit
gleichen
Quell-Oberflächen-Abstand
SSD
(aufgrund
der
Messortverschiebung
unterschiedliche Quell-Detektor-Abstände-SDD) mit Dosen zwischen 1 Gy und 2 Gy
bestrahlt. Besonders bei niedrigeren Energien liegt der gewählte Messort (5 cm und 1 cm
Phantomtiefe) im Gebiet steiler Dosisgradienten. Dort kann eine minimale strahlaxiale
Verschiebung des Messortes in Richtung Strahlungsquelle als erhöhtes Ansprechvermögen
fehlinterpretiert werden.
192
Ir Afterloader-Quelle
Für die
192
Ir-Brachytherapiequelle wurde der Applikatorschlauch an eine 0,5 cm starke
PMMA-Phantomplatte geklebt. Durch Verschieben dieser Platte auf dem 30x30 cm²
PMMA-Phantom (Abbildung 33) konnte durch die sich in 5 cm und 1 cm Tiefe
58
2010-03-08/031/EI01/2221
befindlichen
Detektoren
jeweils
das
Dosismaximum
ermittelt
werden.
Das
Nutzstrahlenfeld der Brachytherapiequelle besitzt einen hohen Dosisgradienten. Besonders
hier ist die Beachtung der effektiven Messortverschiebung wichtig.
Abbildung 33: Versuchsaufbau 192Ir-Afterloaderquelle
5.6.3 Auswertung
Die Ergebnisse in 5 cm und 1 cm PMMA-Tiefe sind in Abbildung 34 zusammengetragen.
Das Transmissionsverhältnis Q5 cm/ 1 cm spiegelt den Anstieg der TDK wieder (flache Kurve
-> großes Q). Die Normierung für 5 cm PMMA-Tiefe erfolgte bei
60
Co 5 cm. Die
Nomierung auf 1 cm erfolgte bei 60Co 1 cm. Die Berechnung Q5 cm/1 cm erfolgte anhand der
unnormierten absoluten Werte. Die angegebenen Röhgrenspannungen entsprechen
mittleren Energien von 106,83 keV (TH 200); 69,16 keV (TH 150) und 52,45 keV (TH
100).
59
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Abbildung 34 oben: Q-Faktoren; unten: Ansprechvermögen in 5 cm und 1 cm PMMA-Tiefe
Sowohl in 5 cm Tiefe als auch in 1 cm Tiefe herrschen ähnliche Verhältnisse. Die höchste
Überbewertung zeigt die PTW-PinPoint-Kammer-30015, gefolgt von der IBA SCX_WHPFD-Diode,
danach
liegen
die
PTW-Semiflex-Kammer-31013,
die
IBA-
Ionisationskammer CC04 (Shonka) und die PTW-Farmer-Kammer-30012 etwa gleichauf.
Mit sinkendem Ansprechvermögen schießen auch der PTW-Diamant-Detektor-60003, die
PTW-Roos-Kammer-34001, der GafChromic-EBT-Film und die PTW-Markus-Kammer23343 an.
60
2010-03-08/031/EI01/2221
Bei der Energieproportionalität der Q-Faktoren fällt auf, dass die Werte bei 150 kV und
200 kV eng beieinanderliegen, was anhand der Tiefendosisverläufe und dem Hintergrund
steigender Massenschwächungskoeffizienten nachvollziehbar ist.
Um den Einfluss von Wand und Elektrodenmaterial näher zu untersuchen, wurde mit
Monte-Carlo je eine Schicht des entsprechenden Materials in der Realität entsprechenden
Stärke modelliert. Vor und hinter diesen Schichten wurde die Strahlenenergie bestimmt
und die Photonen- und Elektronenanzahl gemessen. Die Absorption durch die Schicht und
andere strahlenphysikalische Effekte, welche direkten oder indirekten Einfluss haben,
können so abgeschätzt werden. Die Ergebnisse der Monte-Carlo-Rechnung sind in den 4
folgenden Abbildungen aufgeführt. Folgende Übersicht ordnet sie.
Elektrodenmaterialien

Energie (Spalte 1) bzw. relative Anzahl der Photonen (Spalte 2) und Elektronen
(Spalte 3) vor und nach der Elektrode (Abbildung 35)

Quotient der Energien (Spalte 1) bzw. Quotient der relativen Anzahl der Photonen
(Spalte 2) und Elektronen (Spalte 3) vor und nach der Elektrode (Abbildung 36)
Wandmaterialien

Energie (Spalte 1) bzw. relative Anzahl der Photonen (Spalte 2) und Elektronen
(Spalte 3) vor und nach der Detektorwand (Abbildung 37)

Quotient der Energien (Spalte 1) bzw. Quotient der relativen Anzahl der Photonen
(Spalte 2) und Elektronen (Spalte 3) vor und nach der Detektorwand (Abbildung
38)
61
2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 35: Elektroden Materialien: Energie (Spalte 1) bzw. relative Anzahl der Photonen
(Spalte 2) und Elektronen (Spalte 3) vor und nach der Elektrode
Abbildung 36: Elektrodenmaterialien: Quotient der Energien (Spalte 1) bzw. Quotient der
relativen Anzahl der Photonen (Spalte 2) und Elektronen (Spalte 3) vor und nach der Elektrode
62
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Abbildung 37: Wandmaterialien: Energie (Spalte 1) bzw. relative Anzahl der Photonen (Spalte 2)
und Elektronen (Spalte 3) vor und nach der Detektorwand
Abbildung 38: Wandmaterialien: Quotient der Energien (Spalte 1) bzw. Quotient der relativen
Anzahl der Photonen (Spalte 2) und Elektronen (Spalte 3) vor und nach der Detektorwand
63
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Unter Zuhilfenahme der Kenntnisse des Aufbaus und der Funktionsweise der Detektoren,
der Ergebnisse der Monte-Carlo-Rechnung zu Wand und Elektrodenmaterialien der
einzelnen Detektoren und den Überlegungen zu den Tiefendosiskurven lassen sich die
Ergebnisse in 5 cm und 1 cm PMMA-Tiefe folgendermaßen interpretieren:
Die PTW-PinPoint-Kammer-30015 hat wie erwartet das höchste Ansprechvermögen. Ihr
Mittelelektrodenvolumen ist im Verhältnis zum Kammervolumen kleiner als das der PTWSemiflex-Kammer-31013. Die Wanddicke der PTW-PinPoint-Kammer-30015 ist größer
als die der PTW-Semiflex-Kammer-31013. Hinter der Anode entsteht ein Halbschatten, in
dem weniger Ionisationen stattfinden. Allein durch die starke Elektronen-und Photonenabsorbtion der Elektrode und die starke Rückstreuung der Mittelelektrode wird das
Messsignal stark überbewertet. Besonders bei 100 kV ist ein deutlicher Anstieg der
mittleren Energie hinter der Mittelelektrode zu beobachten. In Materialien höherer
Ordnungszahl (z.B. ZFE=26) verursachen die Strahlenwechselwirkungen zunehmend den
Photoeffekt.
Dadurch werden verstärkt
Mittelelektrode
war
ursprünglich
zur
zusätzliche
Ladungsträger
Empfindlichkeitssteigerung
erzeugt.
des
Die
kleinen
Messvolumens gedacht. Hier steigert sich die Empfindlichkeit über das gewünschte Maß
hinaus. Die Einschränkung des Energiebereiches durch den Hersteller ist daher
nachvollziehbar.
Nach der Materialmassenschwächung zu urteilen ist die IBA SCX_WH-PFD-Diode
derjenige
Detektor
mit
Niedrigenergiebereich.
Millelelektrodenmaterials
Sie
der
dem
hat
nächst
etwa
die
geringeren
halbe
Ansprechvermögen
Ordnungszahl
PTW-PinPoint-Kammer-30015.
(Z Si=14)
Daher
bewertet
im
des
sie
niederenergetische Röntgenstrahlung auch nur halb so viel über. Ursprünglich sollte die
eingebaute zusätzliche Wolframkapselung (ZW=74) niederenergetische Streuquanten vom
empfindlichen Detektorvolumen fern halten. Durch diese Kapselung entstehen hier aber
zusätzliche niederenergetische gestreute Elektronen, welche ebenfalls das Messvolumen
erreichen und dort ihren Energiebeitrag deponieren. So wird der reine Siliziumeffekt noch
gesteigert. Dadurch bedingt hat die IBA SCX_WH-PFD-Diode auch die höchsten QFaktoren (siehe Abbildung 34). Die der PinPoint-Kammer-30015 sind niedriger. Ähnlich
wie die PTW-PinPoint-Kammer-30015 hat die IBA SCX_WH-PFD-Diode mit ihrer guten
Ortsauflösung und ihrer Empfindlichkeit ihre Einsatzgebiete. Diese liegen jedoch aufgrund
einer starken Überbewertung nicht im niedrigen Energiebereich.
64
2010-03-08/031/EI01/2221
PTW-Semiflex-Kammer-31013 und PTW-Farmer-Kammer-30012 haben die gleiche
Ordnungszahl (ZAL=13). Dennoch ist die PTW-Semiflex-Kammer-31013 geringfügig
empfindlicher. Dass die Wand der PTW-Semiflex-Kammer-31013 dicker als die der PTWFarmer-Kammer-30012 ist, spielt aufgrund der geringen Schwächung nur einen
untergeordnete Rolle. Dennoch werden in der Wand mehr Elektronen erzeugt. Relativ auf
das
Volumen
bezogen
hat
die
PTW-Semiflex-Kammer-31013
einen
größeren
Elektrodendurchmesser, was den geringen Unterschied im Ansprechvermögen ausmacht
(Mittelelektroden/ Luftvolumenverhältnis PTW-Semiflex-Kammer-31013: 0,04167 und
PTW-PinPoint-Kammer-30015: 0,0108). Diese Aussagen bestätigen sich in der
Betrachtung der unteren Grenzen des vom Hersteller angegebenen Energiebereichs (PTWFarmer-Kammer-30012: 30 keV; PTW-Semiflex-Kammer-31013: 100 keV). Neben der
Elektronenerzeugung durch die Kammerwände ist eine erhöhte Elektronenabsorbtion
durch das Elektrodenmaterial festzustellen.
Obwohl
in
der
IBA-Ionisationskammer
CC04
(Shonka)
fast
ausschließlich
luftäquivalente Materialien verwendet wurden, scheint diese energieabhängig zu sein. Da
sich erst nach der nötigen Vorbestrahlung ein stabiler Anzeigewert einstellt, spiegelt sich
die immer eingehaltene Messreihenfolge von kleinen zu großen Spannungen im Ergebnis
wieder. Werden diese Einflüsse entsprechend korrigiert, ist die IBA-Ionisationskammer
CC04 (Shonka) ein guter Kompromiss für Messungen innerhalb variierender
Energiebereiche, da bei ihr für gewöhnlich nur eine leichte Änderung des nötigen
Korrektionsfaktors zu beobachten ist.
Der PTW-Diamant-Detektor-60003 hat einen größeren Q5/1-Wert als die IBAIonisationskammer CC04 (Shonka). Durch die höhere Dichte kann im Diamantmaterial
mehr Energie deponiert werden. Durch die charakteristische Massenschwächung wird
ebenfalls eine Unterbewertung prognostiziert.
Die
PTW-Markus-Kammer-23343,
die
PTW-Roos-Kammer-34001
und
der
GafChromic-EBT-Film wirken am unempfindlichsten und unterschätzen die auf sie
applizierte Dosis. Alle Materialien sind nahezu wasserquivalent. Die Ähnlichkeit von
GafChromic-EBT-Film und PTW-Roos-Kammer-34001 ist auch in den Q5/1-Faktoren
wiederzufinden. Bedingt durch die Streuung an der Schutzelektrode zeigt die PTW-RoosKammer-34001 mehr an. Die Markuskammer hat zudem ein kleineres Volumen. Diese
Flachkammer-Detektoren scheinen generell unter zu bewerten. Durch die breitere
65
2010-03-08/031/EI01/2221
Schutzelektrode entsteht auch nieder-energetische Streustrahlung, dadurch ist die PTWRoos-Kammer-34001 empfindlicher als die Markuskammer. Die Dosisinterpretation durch
den Film entspricht den Erwartungen seiner Massenenergieabsorbtion. Bei fallenden
Energien und steigenden Messtiefen ist die Zunahme der Rück- und Seitwärtsstreuung zu
beobachten. Gerade Flachkammern sind schlecht geeignet diese Dosisbeitäge zu
detektieren.
Entsprechend der Materialzusammensetzung ergibt sich für den Film ein Z unterhalb der
des Wassers. Dies und die geringe Dichte ließen sich auch durch den beobachteten
Auftrieb bei Untersuchungen im Wasserphantom schlussfolgern. Gerade außerhalb des
IMRT-Nutzstrahlenfeldes wurde immer angenommen, dass der Algorithmus mit seiner
Überbewertung im Filmvergleich Artefakte produziert. Dies führt aber zu einer
Unterschätzung der peripheren Dosis, was in der Nähe von Risikoorganstrukturen beachtet
werden muss.
Die Wandmaterialien von PTW-PinPoint-Kammer-30015 (0,57 mm PMMA, 0,09 mm
Graphit) PTW-Farmer-Kammer-30012 (0,425 mm Graphit) und PTW-Semiflex-Kammer31013 (0,55 mm PMMA, 0,15 mm Graphit) absorbieren in dieser Reihenfolge und mit
sinkender Energie immer mehr Photonen. Da der PTW-Diamant-Detektor-60003 und die
IBA-Ionisationskammer CC04 (Shonka) wasseräquivalente Wandmaterialien haben, ist
keine Veränderung der feststellbar. Bei der PTW-PinPoint-Kammer-30015 und der PTWFarmer-Kammer-30012 werden Elektronen zurückgestreut. In der o.g. Reihenfolge steigen
auch die mittleren Energien nach der Wand, besonders bei 100 kV, da niederenergetische
Anteile in der Wand absorbiert wurden. Die Mittelelektrode der PTW-PinPoint-Kammer30015 wird im Gegensatz zu PTW-Farmer-Kammer-30012 und PTW-Semiflex-Kammer31013 von aufgehärteter Photonenstrahlung getroffen, was das Überansprechen minimal
verringert. Die Messabweichungen bei Energien um 375 keV ( 192Ir) bewegen sich alle
innerhalb des vom Hersteller angegebenen Tolleranzbereiches und weisen nach
entsprechender Normierung keine Nachweisbaren Änderungen des Ansprechvermögens
durch die Detektormaterialien und die detektoreigenen Faktoren (k Q‗; kQ‗‗) auf, weshalb
die Darstellung dieser Energie entfällt.
Fehlerabschätzung
Die Messungen an sämtlichen Versuchsaufbauten wurden so lange wiederholt, bis die
Messunsicherheiten Typ A die untere Grenze <2% erreicht hatten. Die in der Literatur
66
2010-03-08/031/EI01/2221
existierenden Größenordnungen zur Beurteilung Ungenauigkeiten lassen sich durch die
Versuchsbedingungen am unveränderten Aufbau einschränken. Werden Messsystem und
Strahlenquelle separat betrachtet, muss mit einer minimalen Variation des Outputfaktors
der Therapiegeräte gerechnet werden.
Da aufgrund moderner Fertigungsverfahren kaum Unterschiede im Aufbau der einzelnen
Detektoren zu erwarten sind, ist die Exemplarstreuung des zur Ermittlung der
Energieabhängigkeit erhaltenen Messergebnisses sehr gering und kann stellvertretend für
andere Exemplare angenommen werden. Für den GafChromic-EBT-Film wird eine
gleichbleibende
chemische
Zusammensetzung
vorausgesetzt.
Aufgrund
geeichter
Messgeräte ist die Unsicherheit in der Luftdichtekorrektion sowie die Unsicherheit des
Klaibrierfaktors immer <0,2%. Die geometrische Summe der Gesamtunsicherheiten durch
Kammereinheit, Anzeigegerät und Kalibrierfaktor übersteigt keine 4% (siehe Angaben
PTW). Aufgrund der kleinen Anzahl von untersuchten Experimentierereignissen soll eine
Fehlerabschätzung der Ergebnisse vorgenommen werden.
Die Versuchbedingungen wurden so gestaltet, dass sich die Änderungen im
Ansprechvermögen nur auf das detektorabhängige Energieansprechvermögen beziehen
können. Alle Detektoren wurden, außer dass sie um ihren effektiven Messort verschoben
waren, gleich positioniert. Sämtliche Untersuchungen bei einer Energie wurden immer am
selben Tag am gleichen Aufbau vorgenommen. Obwohl die Versuchsaufbauten täglich neu
auf- und abgebaut wurden, veränderten sich die Ergebnisse nach erneuter Messung nicht.
Durch die umittelbare Korrektur der Umwelteinflusse und Vorbestrahlung der Detektoren
können Fehler in der Langzeitstabilität der Kalibrierung ebenfalls vernachlässigt werden.
Der in den Kammerdatenblättern angegebene Fehler für strahleninduzierte Leckströme
beträgt maximal 0,2%. Systematische Messabweichungen wurden, wenn erkannt, sofort
behoben.
Die Messgerätetoleranzen können natürlich experimentell nicht festgestellt
werden. Da sich im Nachhinein nur noch systematische Fehler beheben lassen, wurde die
zusammengesetzte Messunsicherheit bereits während der Messungen abgeschätzt.
67
2010-03-08/031/EI01/2221
6
Zusammenfassung
Hintergrund
Die Untersuchung der Energieabhängigkeit von Dosismessystemen der klinischen
Dosimetrie im Energiebereich unter 1 MeV hat den sachlichen Grund, dass die neue DIN
6800-2: 2008 den Energiebereich unterhalb 1 MeV Röntgenbremsstrahlung bzw.
60
Co-
Gammastrahlung nicht mehr umfasst. Zusätzlich ist ein energieunabhängiges Messsystem
im Rahmen der Messung der peripheren Photonendosis bei neuen Therapiemöglichkeiten
wie IMRT und Tomotherapie von großem Interesse. Je nach Detektoraufbau
(Kompaktkammern,
Flachkammern,
Festköprperionisationsdetektoren
und
Sperrschichtionisationsdetektor) kann das dort vorhandene niederenergetische Spektrum zu
erheblichen Messfehlern führen.
Hieraus ergibt sich die Frage nach Korrektionsfaktoren bei Röntgentherapiemessungen und
bei
192
Ir für die Brachytherapie. Ein vom Hersteller als energieunabhängig deklarierter
Film, der für die Untersuchung dieser Thematik geeignet scheint, sollte daher näher
untersucht werden.
Als 2d-Messystem ist der radiochrome Film für die Relativdosimetrie gerade für IMRTFeldverteilungsmessungen von Bedeutung. Hohe Dosisgradienten der Penumbra-Region
können damit adäquat beschrieben werden. Durch eine neue Filmemulsion erscheint der
sich schneller entwickelnde Gafchromic-EBT-Film als Echtzeitdosimeter sehr interessant.
Durch die Untersuchung seiner Eigenschaften soll seine Anwendbarkeit beurteilt werden.
Ergebnisse
Die für die Monte-Carlo-Untersuchungen verwendeten Spektren und deren mittlere
Energien wurden unter Zuhilfenahme von Halbwertschichtdickenmessungen und durch
Mittelung der einzelnen Energiepeaks bestimmt. Sie können über die Parameter mittlere
Energie (Fluenz oder Kerma), Photonenspitzenenergie, 1. und 2. Al- und Cu-
68
2010-03-08/031/EI01/2221
Halbwertdicke, Halbwertsbreite, mittlere Energien H*(10) und H‗(0,07) sowie minimale
und maximale Energie beschrieben werden.
Über
ein
Monte-Carlo-Programm
wurden
theoretische
Aussagen
über
die
Energieabhängigkeit der Detektorsysteme getroffen. Um die Problematik der relativen
Dosisanzeige zu hintergehen, wurde bei jeder Energie der Vergleich zum Bezugsmedium
Wasser oder PMMA hergestellt.
Für die dosisratenabhängigen Festkörperdetektoren (SCX_WH-PFD-Diode (IBA),
Diamant-Detektor (PTW)) musste im Vorfeld die Wirkung der Filterung der
unterschiedlichen Strahlenqualitäten mit einem dosisratenunabhängigen Referenzdetektor
quantifiziert werden.
Aus mit den untersuchten Strahlungsdetektoren aufgenommenen Tiefendosiskurven ließen
sich ebenfalls Aussagen über die Energieabhängigkeit ableiten. Der Anstieg der
Transmission korreliert mit der Massenschwächung des Detektormaterials. Ein weicheres
Spektrum durch zusätzliche niederenergetische Streustrahlung, verursacht
durch die
höhere Massenschwächung der Detektormaterialien höherer Ordnungszahl ein höheres
Ansprechen in größeren Tiefen und somit eine flachere Tiefendosiskurve. Wird ein
Quotient Q5/1 zweier relativer Tiefendosiskurven in zwei unterschiedlichen Messtiefen (5
cm und 1 cm) definiert, kann dieser als Indikator für die Energieabhängigkeit des
Detektors genutzt werden.
Die
theoretische
Quantifizierung
der
Energieabhängigkeit
erfolgte
über
die
Massenenergieabsorbtion, die effektive Ordnungzahl der Detektormaterialien und der
Verifikation durch Monte-Carlo-Simulation. Eine spezielle Untersuchung der Photonen
und Elektronenbeiräge und der Änderung der mittleren Energie erfolgte über die separierte
Betrachtung von Wand- und Elektrodenmaterialien.
Die praktische Ermittlung der Energieabhängigkeit bei den Strahlenqualitäten
192
Ir,
TH200, TH150, und TH100 erfolgte im Festkörperphantom. Folgende Bewertungen
ergeben sich in absteigender Reihenfolge des festgestellten relativen Ansprechvermögens.
Weder die PinPoint-Kammer (PTW) noch die SCX_WH-PFD- (IBA) eignen sich für den
Einsatz im niederenergetischen Energiebereich, was
zu großen Fehlern durch die
Überbewertung der Messgröße führen würde. Der Siliziumeffekt wird durch die
69
2010-03-08/031/EI01/2221
niedderenergetische Elektronen erzeugende Kapselung zusätzlich verstärkt. Auch das
erhöhte Tiefenverhältnis in 5 und 1 cm PMMA - Q5/1 spiegelt diese Veränderung wieder.
Durch minimale Veränderungen der Wanddicke und des kammervolumenbezogenen AlMittelelektrodenvolumes reagiert die Semiflex-Kammer (PTW) aufgrund der größeren
Anzahl der in der Wand erzeugten Elektronen geringfügig empfindlicher. Im
Kalibrierschein der verwendeten Ionisationskammer wird ein Korrektionsfaktor mit einer
Standartabweichung von 4% angegeben dieser wird im Vergleich zum GafChromic-EBTFilm leicht unterbewertet. Die Semiflex-Kammer misst bei TH 200 ca. 4% zu viel. (TH100
1,8%). Entsprechend muss ein höherer Korrektionsfaktor berücksichtigt werden.
Da bei der wasseräquivalenten Elektrode der SCX_WH-PFD-Diode nur ein leichter
Anstieg des Korrektionsfaktors bei Strahlenqualitäten unter TH 200 zu beobachten war,
stellt
diese
einen
guten
Kompromiss
für
Messungen
im
niederenergetischen
Energiebereich dar.
Beim Diamant-Detektor ist einen leichte Unterbewertung in Folge der charakteristischen
Massenschwächung zu erkennen. Die höhere Dichte gegenüber der Ionisationskammer
CC04 Kammer spiegelt sich ebenfalls im Verhältnis Q5/1 wieder.
Film, Roos-Kammer und Markus-Kammer bewerten bei niedrigen Energien ebenfalls
unter. Die Markus und Roos-Kammer scheinen generell unterzuberwerten.
Da bei
niedrigen Energien eine Zunahme der Rück- und Seitwärtsstreuung zu beobachten ist,
bewerten Flachkammern wie die Markus- und Roos-Kammer dort generell unter. Sie sind
schlecht geeignet diese energiespezifischen Dosisbeiträge zu detektieren. Der EBT-Film
misst bei TH 100 ca. 20% zu wenig. Bei TH 200 beträgt die Abweichung 8%.
Die durchgehenden Unterschiede der Energieabhängigkeit zwischen 1 cm und 5 cm
Wassertiefe lassen sich mit einer minimalen Verschiebung des niederenergetischeren
Anteils des Spektrums erklären. Die mittlere Energie ändert sich jedoch kaum.
Durch die festgestellte, mit sinkender Energie steigende Energieabhängigkeit, ergibt sich
die Notwendigkeit spezifischer Revisionen. Insesondere die Verwendung eines
Korrektionsfaktors für Energien zwischen TH 200 und TH 100 führt mitunter zu
erheblichen dosimetrischen Fehlern. Bei den höher energetischeren Anteilen des
192
Ir sind
die Abweichungen jedoch vernachlässigbar.
70
2010-03-08/031/EI01/2221
Daher sind insbesondere die IBA-Ionisationskammer CC04 (Shonka) und der PTWDiamant-Detektor 60003 als nahezu gewebeäquivalente Materialien diejenigen Detektoren
die für Messungen im niedrigen oder veränderlichem Energiebereich vorzuschlagen sind.
Dezidiert soll auf das Ergebnis beim Film hingewiesen werden. Ein schwankender
Chlorgehalt zwischen den einzelnen Chargen der GafChromic-Filme führt zum
unterschiedlich stark ausgeprägten Photoeffekt bei niedrigen Energien und damit zu einer
unterschiedlich stark ausgeprägten Detektorantwort. Die Unterbewertung des Filmes hängt
außerdem mit einer festgestellten scannerspezifischen Dosisabhängigkeit mit sinkender
Energie zusammen (3,5% bei TH100 zwischen 1 Gy und 5 Gy). Da die Auswertung des
Filmes in Kombination mit dem Auslesegerät zusätzliche Fehlerquellen birgt, wurde eine
Optimierung des Scanprotokolls vorgenommen. In peripheren Feldbereichen ist der Film
daher nur korrigiert nutzbar. Bei der IMRT-Verifikation mit Film muss diese
Unterbewertung beachtet werden.
Ausblick
Bis zur erneuten Überarbeitung der DIN 6800-2: 2008 kann die DIN 6809-5 in dem in ihr
angegebenen
Energiebereich
genutzt
werden.
Die
Einbeziehung
zusätzlicher
niederenergetischer Strahlenqualitäten kann darüber hinaus als Referenz dienen, das
Verhalten der Detektoren weiter zu erforschen. Um die Energieabhängigkeit des Filmes zu
minimieren, soll das Ansprechvermögen laut Herstellerangabe in der nächsten
Filmgeneration GafChromic-EBT2 durch den Einsatz von Kalium (ZK=19) und Brom
(ZBr=35) gesteigert werden.
71
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Anhang
Inhalt-Anhang
A 1 Änderungen der DIN 6800-2: 2008 ........................................................................... 73
A2 Strahlentherapeutische Anlagen .................................................................................. 74
A2.1 60Co-Gerät.................................................................................................... 74
A2.2 Röntgentiefentherapieanlage ........................................................................ 75
A2.3 Ferngesteuertes Nachladegerät (Afterloading) ............................................. 75
A2.4 Linearbeschleuniger ..................................................................................... 76
A 3 Mikroskopische und makroskopische Wechselwirkungen.......................................... 78
A 3.1 Photonen ..................................................................................................... 78
A 3.2 Elektronen................................................................................................... 81
A 4 Ionisationsdetektoren................................................................................................. 83
A4.1 Gasionisation ............................................................................................... 83
A4.1.1 Kompaktkammern ..................................................................................... 83
A4.1.2 Flachkammern........................................................................................... 88
A4.2 Festkörperionisation ..................................................................................... 91
A4.3 Sperrschichtionisation .................................................................................. 93
A5 Dosisgrößen ............................................................................................................... 96
A6 Dosimetrie mit radiochromenFilmen/ GafChromic-EBT ............................................ 97
A6.1 Kalibrierung ................................................................................................. 99
A6.2 Zusammensetzung/ chemische Reaktion..................................................... 100
A6.3 Filmspektrum ............................................................................................. 102
A6.4 Lichtempfindlichkeit .................................................................................. 104
A6.5 Schwarzschildeffekt ................................................................................... 106
A6.6 Bestrahlungswinkel .................................................................................... 106
A6.7 Einfluss von Temperatur und Feuchtigkeit ................................................. 107
A6.8 Scanner ...................................................................................................... 109
A6.8.1 Geräte-Parameter Epson-Perfection-V700 ............................................... 109
A6.8.2 Polarisationseffekte/ Scanhomogenität .................................................... 110
A6.8.3 Scannsoftware ......................................................................................... 113
A6.9 Fehlerabschätzung ...................................................................................... 114
72
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Anhang 1
A1 Änderungen der DIN 6800-2: 2008
Parameter
Energiebereich
Röntgenbremsstrahlung
Energiebereich Gammastrahlung
6800-2 (2008)
6800-2 (1997)
1 MV - 50 MV
100 kV-50 MV
60
Co
>60 keV
Strahlenqualität Photonen
Q aus M20/M10 bei SSD=const.
Q aus M20/M10 bei SSD=const.
oder D20/D10 bei SSD=const.
kQ
TRS 398 mit (pdis)Co/(pdis)Q für
alle Kammern
eigene Werte, für
bauartzugelassene Kammern
R50,D
RP und R50,I
Referenztiefe bei
Elektronenstrahlung
zref=0,6 R50-0,1
Dosismaximum
Phantom bei Elektronenstrahlung
Wasserphantom
Wasser- oder Kunststoffphantom
TRS 398:
k‘E=1,106-0,1312∙((R50)0,214
Ersatzanfangsenergieverfahren
Berücksichtigung unterschiedlicher Elektronendichten von
Wasser und Fenstermaterial
Bezugspunkt am Messort
DW bei 60Co
Kreuz-Kalibrierung
Anfangs-und VolumenRekombination separat; Vorsicht
bei Zweispannungsmethode
'Pitfalls' (Tücken) vorhanden
gefordert
nicht behandelt
Strahlungsqualität für Elektronen
k‗E
Positionierung Flachkammern
Kalibrierung Flachkammern
Sättigungsverluste
Unsicherheitsbudget
Tabelle A1: Änderungen zwischen den Ausgaben der DIN 6800-2 aus den Jahren 2008 und 1997
73
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Anhang 2
A2 Strahlentherapeutische Anlagen
A2.1
Für
60
Co- Gerät
die
Ganzkörperbestrahlung
bei
Knochenmarkstransplantationen
und
die
Strahlentherapie tiefliegender Herde wird eine 60Co-Anlage verwendet. Die 60Co-Quelle ist
auf einem Wolframquellenrad (Dreheinschub in 0,1 s) im zugleich den Quellencontainer
238
(abgereichertes
U) darstellenden Strahlerkopf montiert. Sie besteht aus
60
Co-Pellets
(HWZ = 5,27 a), eingeschweißt in einer zylindrischen Kapsel (h=3,6 cm; d=2,6 cm) aus
doppelwandigem rostfreien Edelstahl. Der Strahlaustritt erfolgt durch eine 1 mm starke
Aluminiumschicht. Den charakteristischen -Linien bei 1,17 MeV und 1,33 MeV ist ein
niederenergetischer Streustrahlenanteil, dessen spektrale Verteilung vom Aufbau des
Strahlerkopfes abhängt, überlagert. Da
Deutschland
als
Berücksichtigung
verschiedenen
Co-Gammastrahlung für die Dosimetrie in
Bezugsstrahlenqualität
spektraler
60
60
Co-Anlagen,
festgelegt
Unterschiede
der
können
von Einrichtung
Referenzmessungen
durchgeführt werden. Abbildung A1 zeigt das
wurde,
60
mit
zu
hier
unter
Einrichtung
Kalibrierstrahlenqualität
Co-Zerfallsschema und typische
Quellenkapseln.
Abbildung A1: Zerfallsschema und Quellenkapseln
74
2010-03-08/031/EI01/2221
A2.2 Röntgentiefentherapieanlage
Die
in
Jena
im
Röntgen-Halbtiefen/-Oberflächen-Gerät
Hille
TH200
zur
schmerzlindernden Bestrahlung degenerativer Erkrankungen der Gelenke und zur
Entzündungsbestrahlung verwendete Röntgenröhre MXR 225 mit Wolframanode (Z=74;
ρ=19,3 g/cm³;
Innentemperatur
Schmelz=3422°C)
von
35°C.
arbeitet
Sie
durch
emittiert
eine
Wasserkühlung
durch
das
mit
0,7 mm
einer
starke
Be-Strahlenaustrittsfenster (Z=4; ρ=1,848 g/cm³) die nominellen Energien von 20 keV,
30 keV, 40 keV, 50 keV, 75 keV, 100 keV, 125 keV, 150 keV und 200 keV. Die
dosimetrische Qualitätssicherung erfolgt mit Weichstrahlkammern und einer kalibrierten
und korrigierten Kompaktkammer (siehe TRS 398, AAPM TG 61, DIN 6809-4 oder 68095).
Nach der Elektronenwechselwirkung im Zielmaterial hoher Ordnungszahl (Wolfram Z=74)
wird Bremsstrahlung (Bremsspektrum), die energetisch maximal mit der kinetischen
Energie der beschleunigten Elektronen korrespondiert (einstufige Abbremsung im
Targetmaterial) und charakteristische Röntgenstrahlung (Auffüllen der Elektronenschalen
bei vereinfachten Orbitalmodell) erzeugt. Die am meisten stattfindende mehrstufige
Abbremsung zeigt sich in der Häufigkeit niederenergetischer Quanten im ungefilterten
Bremsspektrum. Die Summe der Quantenenergien entspricht der kinetischen Energie des
einfallenden Elektrons. Abbildung A2 stellt die verwendete Röhre MXR 225 dar.
Abbildung A2: MXR 225 (3 mm x 7 mm Brennfleck, 0,7 mm Be-Fenster)
A2.3 Ferngesteuertes Nachladegerät (Afterloading)
Der Vorteil dieser invasiven bzw. interstitiellen Methode liegt neben einem schnellen
Dosisabfall im divergenten Strahlenfeld in der zusätzlichen Schonung der gesunden
Tumorumgebung. 2007 wurde die Brachytherapieanlage GammaMed 12i (T) (Varian)
durch die GammaMedplusXi (Varian) ersetzt. Für die Bestrahlung mit dem High-Dose
75
2010-03-08/031/EI01/2221
Rate Ir-Afterloader (Nachladegerät) wird ein Applikator in Form eines Katheters in den zu
bestrahlenden Herd innerhalb des Körpers eingebracht (Kontakttheraphie, Brachytherapie).
Nach einer C-Bogen-Positionskontrollaufnahme wird das Nachladegerät angeschlossen
und die radioaktive
192
Ir-Quelle mit einer Stahlseele, aus einem Quellencontainer heraus,
ferngesteuert durch Bowdenzüge, in den Katheter eingefahren, wo sie durch die
vorprogrammierte
Lage
der
Halteposition
und
Verweildauer
Dosisverteilung erzeugt. Die hohe spezifische Aktivität des
; vgl.
192
die
gewünschte
Ir (HWZ=73,83 d,
) ermöglicht kleine Bauformen der Quelle in
Festmetallform. Sie ist in einer Edelstahl- Kapsel (l=4,5 mm, d=1 mm) eingeschweißt. Die
minimale Wanddicke beträgt 0,1 mm. 192Ir emittiert als Zerfallsprodukt wie 60Co während
der Therapie und im Strahlenschutzbehälter ständig -Strahlung. Abbildung A3 stellt das
approximierte 192Ir-Linienspektrum und die HDR-Quelle dar.
Abbildung A3: Kanäle, Spektrum und Gammamed plus 232 HDR- Quelle
A2.4 Linearbeschleuniger
Im Gegensatz zur Teilchenforschung, wo die Teilchen im TeV-Energiebereich auf Ziele
treffen oder aufeinandergeschossen werden, können bei praktischen Anwendungen in der
Industrie (Durchstrahlungsprüfung) und Medizin (Strahlentherapie) Energien im MeVBereich und kürzere Beschleunigungsstrecken verwendet werden. Die Beschleuniger
erzeugen Photonen mit 6 MV und 15 MV und Elektronen mit 6 MV, 9 MV; 12 MV,
15 MV, 18 MV, und 21 MV Beschleunigungsspanung. Das schmale spektrale Band der
ursprünglichen Elekronenverteilung wird im Photonenbetrieb (Elektronen erzeugen im
Target ultraharte Röntgenstrahlung) zu niedrigeren Energien aufgeweitet.
Die
intensitätsmodulierte
variierbare
Strahlentherapie-IMRT
fluenzmodulierte
Bestrahlungen
auch
erlaubt
äußerst
konformale,
kompliziert
individuell
geformter
Zielvolumina mit konkaven Einbuchtungen. Die Intensitätsprofile werden durch die
76
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Überlagerung
mehrerer
invers
geplanter
Subfelder
realisiert.
Entsprechende
Lamellenkollimatoren ermöglichen auch stereotaktische Bestrahlungen. In Abbildung A4
ist die Superposition der segmentieren IMRT-Felder dargestellt.
Abbildung A4: Linearbeschleuniger, MLC und fluenzmodulierte Felder
77
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Anhang 3
A3 Mikroskopische und makroskopische Wechselwirkungen
A3.1 Photonen
Strahlenqualitäten können durch die Gewebehalbwerttiefe d 1/2 charakterisiert werden [3; 8;
10]. Die Intensität der Primärphotonenzahl N nimmt exponentiell mit der Dicke der
absorbierenden Schicht ab.
Gleichung A 1
Gleichung A 2
Sie beträgt bei der in der Dermatologie verwendeten Strahlung von 10 kV nomineller
Energie etwa 0,2 cm, bei der 0berflächchentherapie mit 40 kV 1,5 cm, bei der
Halbtiefentherapie mit 80 keV 3 cm, bei der üblichen Tiefentherapie 7,5 cm und bei
ultraharter Strahlung größer 3 MeV etwa 15 cm.
Um die notwendige relative Dosis im Zielvolumen zu erreichen, muss eine der Energie
umgekehrt proportionale Oberflächendosis in Kauf genommen werden (Transmissionskurve). Gerade in tiefliegenden Zielgebieten können Pendelbestrahlungen bzw.
Mehrfeldertechniken (Einstrahlrichungen) neben der geeigneten Energie zur Hautschonung
beitragen.
Die für die Schwächung verantwortlichen mikroskopischen Effekte haben durch ihre
Energieübertragung einen Anteil an der sie summierenden Massenschwächung (Tabelle
A2). Im Gegensatz zur klassischen Streuung, die in alle Richtungen verläuft, wird die
Compton-Streuung mehr in Richtung der Primärstrahlen ausgerichtet. Je härter die
Strahlung ist, desto ausgeprägter tritt dieser Wechselwirkungseffekt in Erscheinung. Er
bewirkt bei ultraharter Strahlung, dass das Dosismaximum nach dem Aufbaueffekt
innerhalb des Körpers liegt. Die Unabhängigkeit der mittleren Ionisationsdichte von der
78
2010-03-08/031/EI01/2221
Wellenlänge ist in diesem Energiebereich nicht mehr vorhanden. Sie nimmt mit
zunehmender Energie ab und trägt damit ebenfalls zum Aufbaueffekt bei.
Effekt
Energieübertragung
Absorbtionskoeffizient
klassische Streuung nach
Rayleigh

innerer bzw. äußerer Photoeffekt
ρ
ρ
Compton-Streuung
Paarbildung
Tabelle A2: mikroskopische Wechselwirkungen Photonenstrahlung
79
2010-03-08/031/EI01/2221
Ordnungszahl Absorber
Paarbildungseffekt
Photoeffekt
Comptoneffekt
log E in MeV
Abbildung A5: links oben und unten: Bereiche der mikroskopischen Wechselwirkungseffekte für
Photonenstrahlung, rechts oben: Zusammensetzung der für die Massenschwächung
verantwortlichen Massenenergieabsorbtion für Luft
80
2010-03-08/031/EI01/2221
A3.2 Elektronen
Eine Sonderform der Bestrahlung ist die Verwendung von beschleunigten Elektronen bis
30 MeV. Da die erzeugten Elektronen praktisch alle die gleiche Anfangsenergie aufweisen,
verfügen sie
über
eine energieabhängige
Reichweite (Abbildung
A6).
Durch
Bremsstrahlung werden flache Dosisausläufer verursacht.
Abbildung A6: Schwächungs- und bremsungsbedingte Reichweite der Quanten- und Elektronen
Das Maß für die auf dem Weg durch Stöße und Bremsstrahlung abgegebene kinetischen
Energie ist das Massenbremsvermögen (Stoß- und Strahlungsbremsvermögen). Die
Energieabhängigkeit ist aufgrund anderer Wechselwirkungskoeffizienten (geringere
Bremsung durch kleinere Wirkungsquerschnitte) nicht so ausgeprägt wie bei der
Massenschwächung.
Im Unterschied zum Massenbremsvermögen ist der, die Wirkung der Strahlung auf
biologisches Material charakterisierende lineare Energietransfer LET, als die Energie E,
die durch Sekundärelektronen an das Material abgegeben wird, auf die unmittelbare
Umgebung der Teilchenspur s beschränkt. Beim Stoßbremsvermögen (
) gibt
es keine Einschränkung der oberen Energiegrenze .
Gleichung A3
Der aus der Kernphysik stammende Begriff des Wirkungsquerschnittes  entspricht einer
der Trefferfläche proportionalen Wechselwirkungswahrscheinlichkeit und in seiner Einheit
81
2010-03-08/031/EI01/2221
(1 Barn = 10-28 cm²) dem Kernquerschnitt eines Elementes mittlerer Ordnungszahl. Mit
der molaren Masse M und der Avogadro-Konstante NA ergibt sich:
Gleichung A4
ρ
82
2010-03-08/031/EI01/2221
Anhang 4
A4 Ionisationsdetektoren
A 4.1 Gasionisation
In die nach Anzahl der gebildeten Ladungsträgerpaare für Strahlung einer bestimmten
Energie unterscheidbaren Spannungs- bzw. Arbeitsbereiche der Gaskennlinie lassen sich
Ionisationskammern (Sättigungsbereich), Proportionalitätszählrohre (Proportionalitätsbereich)
und
Geiger-Müller-Auslösezählrohre
(Auslösebereich)
einordnen.
Die
verschiedenen Spannungsbereiche bewirken unabhängig von der durch einfallende
Strahlung primär erzeugten Ladung, mit zunehmender Potentialdifferenz der Elektrode
Rekombinationen, vollständige Sättigung, der direkt gebildeten Ladung proportionale bzw.
bedingt
proportionale Gasverstärkungseffekte (Gasverstärkungsfaktor
) oder
lawinenartige Entladungen [2; 7; 8; 12].
Sämtliche
Ionisationsdetektoren
eignen
sich
wegen
der
immer
vorhandenen
Ladungsträgersammelzeiten schlecht für Koinzidenzuntersuchungen. Der Begriff Totzeit
wird jedoch nur im Zusammenhang mit Geiger-Müller Zählrohren gebraucht.
A 4.1.1 Kompaktkammern
Die zylindrische Geometrie der Kompaktkammern (gegenüber Flachkammern) hat den
Vorteil, dass die Impulshöhe ortsunabhängig (Ladungsträgerlawinen nur in unmittelbarer
Umgebung des Zähldrahtes) und die Impulsform logarithmisch statt linear ist.
PTW-Farmerkammern
Farmerkammern sind klassische, luftoffene Therapiekammern (Absolutdosimetrie) für
Festkörperphantome. Wegen dem gefordertem Minimum verschiedener Materialien im
Bestrahlungsfeld der Energieabhängigkeit , und dem Gebrauch im Wasserphantom bietet
83
2010-03-08/031/EI01/2221
die PTW 4 Typen an (30010-30013), welche sich in Wand- und Elektrodenmaterial
unterscheiden. Weltweit wird die Farmerkammer als Referenzkammer verwendet, da ihre
Abweichungen
zu
einer
idealen
Bragg-Gray-Kammer
in
den
meisten
Fällen
vernachlässigbar klein oder bekannt sind. Die aus der Mittelelektrode herausgelösten
Sekundärelektronen tragen in einer nicht zu vernachlässigenden Höhe zur Dosis bei. Bei
Anwendung
der
Energiekorrektion,
würde
einer
vollständigen
Aufhebung
der
Energiebeschränkung nichts mehr im Wege stehen. Da die Energieabhängigkeit bei 40 kV
max. 3% beträgt, werden Farmer-Kammern häufig für Messungen in verschiedenen
Energiebereichen genutzt.
Abbildung A7: Parameter PTW-Farmer-Kammer 30 012
Beim Einsatz im Festkörperphantom (Isolatormaterial PMMA) ist zu beachten, dass durch
dessen Bestrahlung mit geladenen Teilchen an Stellen, an denen diese nicht vollständig
84
2010-03-08/031/EI01/2221
abgebremst werden, eine elektrische Ladung verbleibt. Das dadurch erzeugte elektrische
Feld ist möglicherweise stark genug, um den Weg der primären und sekundären geladenen
Teilchen im Medium zu beeinflussen.
PTW-Semiflex-Schlauchkammern
Für den Einsatz in motorisierten Wasserphantomen haben die Sonden der Semiflex-Reihe
(PTW) einen kurzen Stiel und ein weiches Verbindungskabel. Sie unterscheiden sich von
den ihnen sehr ähnlichen Farmerkammern im Messvolumen und dessen geometrischer
Ausführung. Die PTW bietet 2 Varianten an. Für die hoch ortsaufgelöste 3d-Dosimetrie
eignet
sich
ein
kleines
(relativ
unempfindliches)
sphärisches
Messvolumen
(300 10-0,125 cm³). Dadurch entsteht eine Richtungsunabhängigkeit des örtlichen
Auflösungsvermögens entlang aller 3 Raumachsen (ca. 160°). Im Niedrigdosisbereich wird
ein
empfindlicheres
zylindrisches
Messvolumen
benötigt
(300 13-0,3cm³).
Die
Aluminiumelektrode im Zentrum der Kammer ist im Bereich des Stiels von den leitenden
Wänden isoliert. Durch die am Festkörperphantom beschriebene Polarisation, kann der
Widerstand der Isolation bei höheren Dosen deutlich reduziert werden.
85
2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung A8: Parameter PTW-Semiflex-Schlauchkammer 31 013
PTW-PinPoint-Kammern
Diese kurzstieligen Relativdosimeter mit flexiblem Verbindungskabel wurden speziell für
Strahlprofilmessungen zur Charakterisierung von Linearbeschleunigerbestrahlungsfeldern
im
motorisierten
Wasserphantom
designet.
Diese
sehr
klein
dimensionierten
Therapiekammern mit hohem Ortsauflösungsvermögen eignen sich besonders bei kleinen
Feldern für Scans senkrecht zur Kammerachse. Die PTW bietet 3 Modelle an mit den
empfindlichen Volumina von 0,015 cm³ (mit Al-Elektrode), 0,03 cm³ (310 15 mit StahlElektrode) und 0,016 cm³ (wieder Al-Elektrode und sphärisches Messvolumen). Die
Stahlelektrode (ZFe=26) erfordert bei der Verwendung im niedrigen Energiebereich,
bedingt durch den dort verstärkt auftretenden mehrfachen Compton-Effekt unbedingt eine
86
2010-03-08/031/EI01/2221
Energiekorrektur. Da es sich hier um ein Relativdosimeter handelt, kann erst nach der
Kreuzkalibrierung mit der Farmer-Kammer (Kalibrierfaktor bei der PTW bestimmt)
Absolutdosimetrie betrieben werden.
Abbildung A9: Parameter PTW-PinPoint-Kammer 30 015
Aufgrund des geringen Messvolumens der Kammer ist das Messsignal der Kammer sehr
niedrig. Dies hat zur Folge, dass bereits wenige fA Unterschied zu großen Abweichungen
führen können. Aufgrund des geringen Messsignals muss bei niedrigen Dosisleistungen
auf den Einfluss von Stiel und Kammerbestrahlung geachtet werden. Die Hauptursachen
der Feldgrößenabhängigkeit der Kompaktkammer ist neben der Streustrahlung der
Leckstrom des Kammerstiels [6].
87
2010-03-08/031/EI01/2221
IBA-Ionisationskammer CC04 (Shonka)
Für die IBA-Ionisationskammer CC04 (Shonka) wurde luftäquivalentes Elektrodenmaterial verwendet. Die kleinvolumige Kammer mit hoher Ortsauflösung eignet sich für
Messungen der Absolutdosis, Tiefendosis und Feldverteilung im Wasserphantom.
Abbildung A10: Parameter IBA-Ionisationskammer CC04 (Shonka)
A4.1.2 Flachkammern
Flachkammern bestehen aus zwei parallelen Platten. Eine Platte dient als Eintrittsfenster
und gleichzeitig als Polarisationselektrode. Die andere Platte bildet die Rückwand und
dient als Ionensammelelektrode und als Schutzring.
PTW-Markus-Kammern
Die
Markuskammer
23 343
ist
eine
klassische Parallelplattenkammer
für
die
Absolutdosimetrie. Durch das kleine empfindliche Volumen eignet sie sich für
Dosisverteilungsmessungen mit hoher Ortsauflösung im Wasserphantom. Mit einer sehr
dünnen Membran von nur 0,03 mm PE kann sie ebenso für den Gebrauch in
Festkörperphantomen und besonders für Oberflächenmessungen genutzt werden.
88
2010-03-08/031/EI01/2221
Seit Einführung der neuen DIN 6800-2-2008 sind Markuskammern als Therapiedosimeter
nicht mehr zugelassen.
Bei der Markuskammer ist der Durchmesser des Sammelvolumens nur etwa dreimal so
groß wie seine Tiefe. Da die Breite der Schutzelektrode wesentlich kleiner als die Tiefe ist,
ergibt sich ein großer Winkelbereich aus dem Elektronen aus größeren Tiefen in das
Messvolumen eintreten und zum Messsignal beitragen. Deswegen ist hier im Gegensatz zu
normgerechten Flachkammern eine Verschiebung des effektiven Messortes von der
inneren Oberfläche in Richtung Mittelpunkt des Luftvolumens zu erwarten.
Die verbesserte in ihren Außenmaßen völlig identische Markuskammer 34045 ist eine
Weiterentwicklung
mit
breitem
Schutzringdesign,
welches
Streueffekte
durch
Verringerung der Gehäusestrahlung verhindert.
Abbildung A11: Parameter PTW-Markus-Kammer 23 343
89
2010-03-08/031/EI01/2221
Flachkammern lassen sich also so
dimensionieren, dass der Hereinstreueffekt
vernachlässigbar klein ist und der effektive Messort im Mittelpunkt der Frontfläche des
Luftvolumens liegt, unabhängig von der Energie und von der Tiefe im Phantom. Laut
IAEA TRS 38134 muss das Verhältnis des Kammerdurchmessers gegenüber der
Kammertiefe groß sein (Größenordnung 10) und die Breite der Schutzelektrode höchstens
1,5-mal kleiner als die Kavitätstiefe, welche wiederum 2 mm nicht überschreiten sollte.
Die
daraufhin
entwickelte
Rooskammer
besitzt
ebenso
wie
die
modifizierte
Markuskammer verbesserte Eigenschaften bezüglich der Detektion niederenergetischer
Streuelektronen. Sie tritt an die Stelle der Markuskammer. Da die Markuskammer weit
verbreitet war und an vielen Einrichtungen unter Kenntnis ihrer Schwächen noch
eingeschränkt genutzt wird (DIN 6800-2), wurde die Untersuchung ihrer Eigenschaften
noch nicht vollständig eingestellt.
PTW Roos-Kammer
Eine weitere Parallelplattenkammer zur Absolutdosimtrie ist die Rooskammer 34 001. Sie
hat
ein
streuungsfreies
Design
und
wird
von
der
IAEA
für
die
Hochpräzisionselektronendosimetrie empfohlen (Goldstandard).
34
The Use of Plane Prallel Ionization Chambers in High-Energy Electron and Photon Beams
90
2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung A12: PTW-Roos-Kammer 34 001
Der breite Schutzring (4 mm) in Verbindung mit dem großen Durchmesser des
Sammelvolumens, reduziert den Winkelbereich und somit den Beitrag der Elektronen, die
durch die Seitenwände eindringen auf einen verschwindenden Wert.
4.2
Festkörperionisation
Die niedrige Geschwindigkeit und Ortsauflösung der Gasionisationsdetektoren (begrenzt
durch Ionisationssammelzeit, Totzeit und Volumeneffekt) schränken ihre Möglichkeiten
als Dosis-Feld–Analysator ein. Um im Festkörper (Material hoher Dichte) einen
Ionisationsstrom zu erzeugen wird ähnlich wie bei Ionisationskammern, eine externe
Vorspannung (Bias) benötigt. Ein stabiler Strom (Prinzip der in Sperrrichtung betriebenen
Diode) kann nur nach ausreichender Vorbestrahlung zum Auffüllen der durch Unreinheiten
91
2010-03-08/031/EI01/2221
verursachten Elektronentraps in Energieebenen oberhalb des Valenzbandes gemessen
werden. Erst danach werden Elektronen ins Leitungsband gehoben.
PTW-Diamantdetektor
Seit 1991 bietet die PTW Diamantdetektoren an. Beim Typ 600 03 handelt es sich um
einen Leitfähigkeitsdetektor. Dieser gleicht in den wesentlichen Eigenschaften der
Ionisationskammer und wird deshalb auch als Festkörperionisationsdetektor bezeichnet. Er
ist annähernd Gewebeäquivalent (Z=6 bewirkt eine nur geringe Abhängigkeit von der
Strahlenenergie)
und
hat
ein
sehr
kleines
scheibenförmiges,
aber
dennoch
hochempfindliches Volumen. Er eignet sich sowohl zum Scannen von IMRT- und sehr
kleinen stereotaktischen Feldern, als auch für die Brachytherapie.
Abbildung A 13: Parameter PTW-Diamantdetektor 60 003
Um eine ausreichende Anzahl an Ladungen sammeln zu können und damit einen
messtechnisch verwendbaren Strom zu erzeugen, muss die Lebensdauer der Elektronen im
Leitungsband größer als ihre Transferzeit
durch den Kristall sein. Je mehr
Rekombinationsmöglichkeiten es gibt, umso kleiner wird auch die Lebensdauer der freien
Elektronen. Geeignet sind deshalb besonders reine Kristalle, die wenige Wachstumsfehler
(Traps) aufweisen. Durch die kurze Lebensdauer der freien Ladungsträger (10 -8 s) wird
eine hohe Zeitauflösung der Strahlungsimpulse möglich (Anwendung in Strahlenfeldern
mit hoher Teilchenfluenz). Der verwendete naturgewachsene Diamant zeichnet sich durch
92
2010-03-08/031/EI01/2221
eine hohe Resistenz gegenüber Strahlenschäden aus. Durch die Geometrie des
Diamantkristalls hat er eine ausgeprägte Richtungsabhängigkeit.
Da sich im Diamantkristall als Folge des Einfangs von frei beweglichen Ladungsträgern
durch Haftstellen Raumladungen ausbilden, ist eine Vorbestrahlung nötig. Diese
Raumladungen erzeugen im Kristall ein elektrisches Feld, das dem äußeren elektrischen
Feld entgegen wirkt und dadurch das Messsignal verringert. Die Vorbestrahlung muss nach
jeder Abschaltung der Betriebsspannung wiederholt werden. Durch die Abhängigkeit von
der Dosisleistung ist er nicht ohne weiteres als Universaldetektor einzusetzen.
Durch Bildung zusätzlicher Ladungsträger wegen der im elektrischen Feld beschleunigten
Elektronen nimmt im Gegensatz zu Luftionisationskammern (Sättigung), der gemessene
Strom mit Vergrößerung der Detektorspannung weiter zu.
A4.3 Sperrschichtionisation
Der Unterschied zum Festkörperionisationsdetektor besteht in den verwendeten
halbleitenden Detektormaterialien die im Betrieb eine andere Beschaltung benötigen. Bei
ihrer Dotierung, muss ein Kompromiss zwischen der der nötigen thermischen
Rauschunterdrückung und geringer Auslösearbeit zur genauen Energiemessung gefunden
werden.
Mit der am Silizium-Halbleiterkristall angelegten Sperrspannung wird die über einen pnÜbergang, einen Schottky-Kontakt (Oberflächensperrschichtzähler) oder eine p-i-nStruktur erzeugte Sperrschicht (Verarmungszone, intrinsische Schicht), die das eigentliche
Detektionsvolumen darstellt, gezielt vergrößert. Die durch ionisierende Strahlung in der
Sperrschicht erzeugten Elektronen-Loch-Paare (Ionisation) werden nach dem Absaugen
durch das durch Dotierung entstandene elektrische Feld gesammelt. Es wird keine externe
Vorspannung benötigt, da das Potential zwischen dem p- leitenden und n-leitenden
Material ausreicht um Ladungsträger zu trennen (Die n- bzw. p-leitenden Bereiche des
Kristalls verhalten sich wie die Elektroden einer gasgefüllten Ionisationskammer). Die
Ionisationsenergie beträgt nur ein Zehntel der Energie die für Gasionisation erforderlich
ist.
93
2010-03-08/031/EI01/2221
PTW-Dosimetriedioden
P-Typ Siliziumdioden eignen sich im ferngesteuerten Einsatz zur Messung von
Dosisverteilungen in hochenergetischen Photonen- (P 600 08)- und Elektronenfeldern (E
600 12) im Wasserphantom. Gegenüber den n-dotierten Si-Dioden besteht der Vorteil, dass
p- Si-Dioden weniger empfindlich gegen Strahlenschäden sind. Wegen ihrer hohen
Ortsauflösung und ihrer präzisen Arbeitsweise können sie bei der Stereotaxie und in
IMRT-Feldern eingesetzt werden. Die hohe Dichte und geringe Ionisationsenergie des
Halbleitermaterials machen sie sehr empfindlich. Der Siliziumeffekt bedingt ein
energieabhängiges
Ansprechvermögen
(gegenüber
Ionisationskammern
und
Diamantdetektoren schlechte Gewebeäquivalenz, Z=14) und der geringe Bandabstand des
Si ein schlechtes SNR. Dioden sind vorzubestrahlen.
Abbildung A 14: Parameter PTW-Dosimetriediode 60 008
Die Überbewertung niederenergetischer Streuphotonen infolge des verstärkt auftretenden
Photoeffektes wird bei der Scanditronix Wellhöfer SCX_WH-PFD –Diode durch eine
94
2010-03-08/031/EI01/2221
Halb-Kapselung (Wolframpulver), mit der niederenergetische Streuphotonen vom
empfindlichen Messvolumen ferngehalten werden, kompensiert.
95
2010-03-08/031/EI01/2221
Anhang 5
A5 Dosisgrößen
Die dosimetrische Fundametalgröße Energiedosis D ist proportional der in der Masse dm
eines Stoffes (Index: med) absorbierten Energie dE (Index: abs) und unabhängig von
Strahlenart, Strahlenenergie und Material. Die Kerma K (Roesch 1958, ICRU 1962: kinetic
energy released by unit mass) ist das Maß der auf geladene Sekundärteilchen übetragenen
Bewegungsenergie Etrans, welche aber nicht zwingend vor Ort deponiert wird. Die
messtechnische
Hilfsgröße
Ionendosis
J
(auch Expositionsdosis
X)
dient
für
Quantenstrahlung kleiner 3 MeV als Maß für die erzeugte Ladung Q eines Vorzeichen in
Luft (Index: a).
Tabelle A 3: Dosisgrößen
Über die mittlere Ionisationsarbeit für Luft
lässt sich Luftdosis DLuft berechnen.
Gleichung A5
Für den biologischen Dosisvergleich wird jedoch die Wirkung in unterschiedlichem
Gewebe (Index: T) spezifizierende, risikoproportionale effektive Dosis E herangezogen.
Erst durch sie kann das Gesamtrisiko einer Strahenexposition, auch unterschiedlicher
Strahlenarten (Index: R), abgeschätzt werden (Wichtungsfaktoren w, Organdosis H T,
Organenergiedosis DT,R). Sie entspricht der mittleren Ganzkörperdosis.
Gleichung A 6
96
2010-03-08/031/EI01/2221
Anhang 6
Folgende Abhandlung ist als thematischer Einstieg in die radiochrome Filmdosimetrie
gedacht. Die Eigenschaften des neuen Gafchromic-EBT-Fimes und insbesondere seine
Bewertung verschiedener Dosiseinflussgrößen, sollen im Vordergrund dieses Überblicks
stehen.
A6 Dosimetrie mit radiochromen Filmen/ GafChromicEBT
Fluenzmodulierte 3D-konformale Bestrahlungen erfordern eine dosimetrische Verifikation.
Wegen
der
besseren
Ortsauflösung
gegenüber
Ionisationkammerarrays
werden
radiographische oder radiochrome Filme verwendet. Letztere eignen sich aufgrund ihrer
wasserähnlichen
effektiven
Ordnungszahl,
für
die
Anwendung
in
energetisch
unterschiedlich zusammengesetzten Feldern. Gegenüber anderen passiven Detektoren
haben sie einen großen Dosisbereich.
Im Jahre 2004 wurde mit dem GafChromic EBT-Film eine neue Emulsion mit verbesserten
chemischen Eigenschaften eingeführt. Mit ihm ist es möglich, Dosen bis zu 50 Gy anhand
der Änderungen in der optischen Dichte zu unterscheiden. Da das Produkt speziell für
strahlentherapeutische Anwendungen entwickelt wurde (EBT-External-Beam-Therapy),
gibt der Hersteller eine Dosisobergrenze von 8 Gy an. Außerhalb der angegebenen
Dosisgrenzen treten Sättigungsartefakte auf.
Nur bei einer Auswertung im grünen- und blauen Wellenlängenbereich können noch
Unterschiede in der optischen Dichte ermittelt werden. Im umgekehrten Sättigungsfall, bei
sehr niedrigen Dosen, ist der Peak im roten Wellenlängenbereich am empfindlichsten. Bei
geringen Dosen ist die Unsicherheit im Blaukanal am größten. Die Feststellung der
Scannerlinearität mit einer Standardgraustufentreppe, ermöglicht eine Abschätzung der
Grenze der unterscheidbaren optischen Dichten. Tabelle A4: Eigenschaften radiochromer
Filmtypen, vermittelt einen chronologischen sortierten Überblick der bisher erschienen
radiochromen
Filme.
Durch die
gesteigerte
Empfindlichkeit
mit
zunehmender
Emulsionsdicke verschiebt sich auch die untere Grenze des Dosisbereiches. (Abbildung A
15).
97
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Name
Fläche in cm²
Dicke in mm
Emulsionsdicke in µm
Empindlichkeit n mAU/
Gy
Dosisbereich
in Gy
Absortionspeak in nm
HD-810
(D200)
20x25
0,1
6,5-7
3
10-400
673
MD-55-1
12,5x12,5
0,08
16
10
2-200
MD-55-2
12,5x12,5
0,23
2x16
20
1-100
673
HS
12,5x12,5
0,23
38-40
35
0,5-50
673
XR-T
12,5x12,5
0,23
18
0,01-5
RTQA
36x43
0,23
17
0,01-5
XR RV2
36x43
0,23
17
0,01-5
XR-QA
36x43
0,26
2x25
0,001-0,2
EBT
20x25
0,23-34
2x25
400-800-950
0,01-8
635
Tabelle A4: Eigenschaften radiochromer Filmtypen
Im Unterschied zu allen seinen radiochromen Vorgängern bewirkt
die neue
Emulsionszusammensetzung des-EBT-Films eine um -38 nm auf 635 nm verschobene
Absorbtionsspitze (Abbildung A 15). Bei der dosimetrischen Nutzung alter Densitometer
mit Lichtquellen der mittleren Wellenlänge um 673 nm wird die gesteigerte
Empfindlichkeit nicht ausgeschöpft.
Abbildung A 15: Aufbau und Vergleich der Absorbtionsspektren der Filme MD-55, HS und EBT
[83;66]
98
2010-03-08/031/EI01/2221
A6.1 Kalibrierung
Abbildung A16 zeigt die Komponenten eines radiochromen Messsystems:




Radiochromer Film
Flachbettscaner
Standards der optischen Dichte und Dosisstandards
PC mit Scan- und Auswertesoftware
Abbildung A16: Elemente des Dosimetriesystems radiochromer Film [60]
Um die Filmschwärzung (optische Dichte) in eine Dosis zu übersetzen sollte für jede neue
Filmpackung (Charge) eine Kalibrierkurve aufgenommen werden. Da mehrere schmale
Felder unterschiedlicher Dosisstufen auf einem Film durch Überlagerung mit
Streustrahlung benachbarter Felder Falschinterpretationen der Dosis verursachen würden,
sollten besser kleine Filmstücke zurechtgeschnitten und diese dann einzeln bestrahlt
werden. Trotz etwa gleich großer Intra- und Intersheethomogenität, sind zwischen den
einzelnen Filmpackungen Unterschiede in der optischen Dichte des Grundschleiers
festzustellen (netOD=±0,05 ; Abbildung A17).
99
2010-03-08/031/EI01/2221
optische Dichte
Packungs-Nummer
Abbildung A17: Grundschleier von 8 verschiedenen Chargen [67]
Anschließend werden Filme und eine Referenzkammer mit maximal 10 unterschiedlichen
Dosisstufen im um ca. 25% vergrößerten interessierenden Dosisbereich am
60
Co-Gerät
oder am Linearbeschleuniger (6 MV) bestrahlt. Die Bestrahlung kann im PMMA-Phantom
stattfinden. Dabei muss darauf geachtet werden, dass die Kammer um den effektiven
Messort verschoben positioniert wird. Die nach 24 h Reifezeit aus den bestrahlten Filmen
abgelesene und nullkorrigierte optische Dichte wird auf die simultan gemessenen
Dosiswerte der Ionisationkammer bezogen und daraus eine Kalibrierkurve interpoliert.
A6.2 Zusammensetzung/ chemische Reaktion
Der EBT Film hat im Vergleich zu Wasser eine kleinere effektive Ordnungszahl
(Zeff EBT=6,98; Zeff H2O=7,42), die sich aus den Komponenten C (42,3%), H (39,7%), O
(16,2%), N(1,1%), Li (0,3%) und Cl (0,3%) [bj] zusammensetzt. Die effektive
Ordnungszahl stellt eine Näherung erster Ordnung dafür da, wie die Filme auf Photonen
verschiedener Energien reagieren. Die einzelnen Produktionschargen können eine
unterschiedliche chemische Zusammensetzung haben. Diese kann beispielsweise durch
eine Neutronenaktivierungsanalyse getestet werden. Seit 2006 weisen die Filme eine
andere, nicht wasseräquivalente chemische Zusammensetzung auf. Ursache ist die
Variation der Inhaltsstoffe höherer Ordnungszahl.
Anstatt des üblichen organischen Mediums mit freien Radikalen (Kombination von
Photopolymerisation und während der Reaktion Farbe produzierenden Leukofarbstoffen)
wird bei GafChromic-EBT-Film eine Polydiacetylenbasis verwendet. Die Energie um ein
Diacetylenmolekül zu ionisieren ist kleiner als 1 eV. Die Blaufärbung steigert sich mit der
100
2010-03-08/031/EI01/2221
absorbierten Dosis und wird wegen der sehr schnellen Reaktion binnen weniger
Mikrosekunden, bereits während der Bestrahlung als Farbumschlag sichtbar (Abbildung
A18). Die Reaktion ist weniger dosisratenabhängig als beim zweilagigen Vorgänger MD55-2. Die gesteigerte Effizienz das Polymer herstellzustellen bewirkt einen höhren
Extinktionskoeffizienten des Hauptabsorbtionspeaks (Empfindlichkeitssteigerung um den
Faktor 3).
Abbildung A18: Anstieg der optischen Dichte während der Bestrahlung [86]
Die Mikrokristallisation kommt sehr schnell zum stoppen. Wird die zusätzliche
Schwärzung durch das Scannerlicht wieder abgezogen, schwankt sie nach 15 Tagen nur
noch um 0,1%. Dennoch sollte in Anbetracht verschiedener Umwelteinflüsse kein exakt
reproduzierbares Ergebnis erwartet werden. Eine für ältere Filmmodelle angewandte
Temperierung (2h bei 45°C ersetzten mehrere Entwicklungswochen) [56] zum
Beschleunigen der Filmreaktion erübrigt sich. Da keine adäquate Fixierbehandlung
(Kühlung wäre eine Möglichkeit) vorgesehen ist, scheidet der Film als Speichermedium
aus. Obwohl in den ersten 90 min noch Veränderungen im Filmmaterial stattfinden,
können mit einer entsprechenden Kalibrierkurve und Einhaltung eines genauen
Zeitregimes Entwicklungszeiten von 1 h für grobe Abschätzungen vertreten werden
(Vergleich nasschemische Entwicklung: 10 min). Laut Hersteller geht die Nachschwärzung
erst nach 2 h in die Sättigung.
101
2010-03-08/031/EI01/2221
A6.3 Filmspektrum
Das Absorbtionsspektrum des EBT Filmes setzt sich durch seine Anteile aus den
Filmaterialialien und denen des Scansystems zusammen. Es kann durch die Superposition
von Lorentz-Funktionen angenähert werden. Es besteht aus
2 Haupt- und 6
Nebenabsorbtionsbändern (Abbildung A19)
Abbildung A19: Absorbtionsspektrum GafChromic-EBT-Film [66]
Bei der Auswertung der Schwärzung bei 635 nm sollte die densitometrische Bandbreite im
Sinne hoher Empfindlichkeit klein sein. Wie groß diese jedoch mindestens sein muss, um
dosisbedingte Verschiebungen der Anteile des Spektrums zu tolerieren, verdeutlicht
Abbildung A20.
102
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Abbildung A20: Peak-Positionen als Funktion der Dosis(Lorentzfunktionen) [66]
Auch außerhalb der Sättigung nimmt die Intensität der Spitzen mit der Dosis
unterschiedlich zu. (Abbildung A21).
103
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Abbildung A21: Intensität der Spitzen des sichtbaren absorbtionsspektrumsals Funktion der Dosis
(li:[65], re: [66])
A6.4 Lichtempfindlichkeit
Der GafChromic-EBT-Film ist für Licht der Wellenlänge
>300 nm und UV-Licht
empfindlich. Selbst bei den immer nötigen ersten 3 Filmscans zum Aufwärmen der
fluoreszierenden
Kaltlichtdiodenlampe
werden
zusätzliche
chemische
Reaktionen
verursacht. Abbildung A22 oben zeigt die höhere optische Dichte (Scan 0 bis2) bis die
volle
Leuchtkraft
erreicht
ist
und
die
sich
daran
anschließende
von
der
Vorbestrahlungsdosis abhängige Licht-Nachschwärzung. Diese sinkt mit steigender Dosis
(verbrauchen der Basisstoffe) und ist beim Nullfilm aufgrund der noch nicht vollständig
eigeleiteten Reaktion begrenzt (Abbildung A22, unten).
104
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Abbildung A22: links: Änderungen der Optischen Dichte nach Scannummer und Vorbestrahlungslevel (li:[65], re: [66])
Es ist ferner zu beachten, dass die Bestrahlung durch das Scannerlicht nach der
eigentlichen Bestrahlung erfolgt. Im fortschreitenden Erstarrung stehen weniger
Basisstoffe zur Polymerisation zur Verfügung. Um eine nachweisbare Änderung der
optischen Dichte außerhalb des normalen Schwankungsbereiches hervorzurufen, werden
sehr viele Scans benötigt. Werden also sehr große Filme in sehr hoher Auflösung
mehrmals gescannt, ist die Schwärzung wegen der Lichtschwärzung in geringen Maße
auch von der Filmgröße abhängig. Da es sich mit Tageslicht und der UV-Lichtemmision
von Leuchtstofflampen in Räumen ebenso verhält, ist der Film immer lichtdicht
aufzubewahren. Eine Dunkelkammerumgebung beim Hantieren wird allerdings nicht
benötigt.
105
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A6.5 Schwarzschildeffekt
Das Bunsen-Roscoe-Gesetz beschreibt 1862 die schon aus der Daguerreottypie (1835)
bekannte Antiproportionalität zwischen Lichtintensität und Einwirkzeit für einen
gleichbleibenden photochemischen Effekt.
Schwarzschild entdeckte 1899 Abweichungen für sehr kurze und sehr lange
Belichtungszeiten. Die Empfindlichkeit nimmt exponentiell mit der Bestrahlungszeit ab
(unterschiedliche Farbschichtempfindlichkeit verursacht farbstichige photographische
Farbfilme).
Für den radiographischen Film X-Omat V (Kodak) konnte festgestellt werden: Je niedriger
die Dosisraten und je größer die Anzahl der Fraktionen desto geringer die Änderung der
optischen Dichte. Ebenso wurde festgestellt, dass fraktionierungsbedingte Pausenzeiten für
die Änderung der Optischen Dichte des X-Omat keine Rolle spielen [PUB 47 (2002) 22212234].
Innerhalb des vom Hersteller vorgesehenen Dosisbereichs ist für den Gafchromic-EBTFilm keine Dosisratenabhängigkeit bekannt. Mögliche dosisleistungsabhängige Unterschiede in der Filmschwärzung betragen nie mehr als 1 %. Hinzu kommende mögliche
Fehlinterpretationen durch einen falschen Auslesezeitpunkt (ausgedehnter Zeitpunkt der
Bestrahlung) und Scannnachschwärzung müssen auf Plausibilität getestet werden.
A6.6 Bestrahlungswinkel
Durch seinen symmetrischen Aufbau kann der Film beidseitig bestrahlt und gescannt
werden. Die optische Dichte bleibt gleich. Bei einer der Drehung um eine der Filmebene
parallelen Achsen vor oder während der Bestrahlung kommt es zu einer Änderung der
durchstrahlten Dicke der PE-Schutzschicht. Die dadurch stattfindende Änderung des
Spektrums ist minimal. Die durch die Filmdrehungen entstanden Änderung des
Sekundärelektronengleichgewichts (minimal ungleiche der Zusammensetzung von Film
und Wasser) sind selbst beim radiographischen Film zu gering um sie messtechnisch
nachzuweisen.
106
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Bei der Verwendung von Festkörperphantomen ist eine Bestrahlung der meist
filmstärkegroßen Phantomlücke zu vermeiden, da der Schwärzungsanstieg durch die
fehlende Phantomschwächung fehlinterpretiert werden könnte. Der Spalteffekt ist
abhängig von der Größe und Tiefe der Lücke (je größer der Luftspalt wird und je tiefer der
Film im Phantom sitzt, desto höher wird die optische Dichte). Der beschriebene Effekt
kann durch entsprechende Phantomgestaltung mit Ausbuchtung in Filmstärke minimiert
werden.
A6.7 Einfluss von Temperatur und Feuchtigkeit
Temperatureinflüsse
Alle Filme einer Filmpackung sollten bei (und wenn möglich unter) Raumtemperatur
gelagert, hantiert und archiviert werden. Lagertemperaturen über 50°C sind zu vermeiden.
Temperaturerhöhung bewirken bei bestrahlten Filmen eine Beschleunigung und früheres
Gleichgewicht der Reaktion. Bei gleicher Entwicklungszeit steigt die optische Dichte. Bei
60°C verfärbt sich der blaue Farbstoff reversibel rot und verursacht eine bedeutende
Änderung in der Empfindlichkeit. Das Absorbtionsspektrum verschiebt sich mit
zunehmender Temperatur in Richtung niedrigere Wellenlängen (Abbildung A23).
Abbildung A23: Variationen des Absorbtionsspektrums mit der Temperatur[92]
107
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Feuchtigkeitseinflüsse
Bei Wasserkontakt verfärbt sich die sonst bläulich durchscheinende hygroskopische
Filmschicht milchig weiß (diffus). Dies geschieht allerdings nur an den Schnittkannten des
Filmes. Die PE-Schutzschicht ist wasserdicht. Das langsame Fortschreiten der Diffusion
zur Filmmitte hin erfordert auch bei kleinen Filmgrößen mehrere Tage. Die PESchutzschicht lässt sich nach erfolgter Diffusion mechanisch leicht lösen. Die dann immer
noch fest mit dem Substrat verbundene empfindliche Filmschicht erscheint pergamentartig.
Die Diffusion bei der Wässerung bestrahlter Filme schreitet langsamer voran, da die
Reaktion bereits einen Erstarrungs- Zustand erreicht hat. Gafchromic-Filme können ohne
Probleme 1 h im Wasserphantom bestrahlt werden. Die Luftfeuchte sollte unter 50% und
nur wenige Tage >70% sein. Zur Auswertung nach Anwendungen im Wasserphantom
sollten die ersten Millimeter neben der Schnittkante nicht benutzt werden.
Zu Experimentierzwecken werden auch unlaminierte Filme verwendet. Wird ein solcher
bestrahlter Film getrocknet (erhitzen), schrumpfen die die Schwärzung hervorrufenden
haarförmigen Polymerketten zu plattenförmigen Formationen zusammen. Die optische
Dichte sinkt und der Absorbtionspeak verschiebt sich über die Zeit in Richtung höhere
Wellenlängen (Abbildung A24, unten links und oben). Dieses Verhalten ist reversibel.
Wird der Feuchtegehalt erhöht nehmen die Polymerketten ihre ursprüngliche gestreckte
Form wieder an. Der Absorbtionspeak bleibt allerdings leicht verschoben (Abbildung A24,
unten re).
Der Film kann gebogen werden und ist nicht druckempfindlich. Schneider [91] haben ein
PMMA-Phantom mit Film mit 120 kg Gewicht beschwert, bestrahlt und keinen
Unterschied zur Messung ohne Gewicht festgestellt. Beim Knicken erscheint die
Knickkante durch Ablösung der Schichten ähnlich wie bei der Wasserdiffusion milchig
weiß.
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Abbildung A24: Unlaminierter Film: unten li: und oben: Trocknen verschiebt Absorbtionspeak
hin zu größeren Wellenlängen, re: Wiederwässerung.[98]
A6.8 Scanner
A6.8.1 Geräteparameter Epson-Perfection-V700
Die Scanner zu Scanner-Bewertung der optischen Dichte schwankt bis zu 40% [57]. Der
im Haus verwendete, vom Hersteller empfohlene EPSON-Perfection-V700 ist ein
komerzieller Flachbettscanner. Mit ihm können radiochrome Filme in guter Qualität
eingescannt werden. Er besitzt 2 Objektive zum Scannen von Filmmaterial und
Aufsichtsvorlagen. Die mögliche Filmauswertung im roten Wellenlängenbereich trägt der
empindlicheren Schwärzungsantwort der neuen Filmemulsion Rechnung. Die Auflösung
beträgt laut USAF Testchart etwa 2300 dpi, laut Hersteller beträgt sie aber 6400 ppi für
Filmmaterial und 4800 ppi für Aufsichtsvorlagen. (schlechtes optisches System trotz
gutem Sensorsystem). Die Bildqualität und die Scangeschwindigkeit reichen nicht aus um
mit einem guten Filmscanner zu konkurrieren. Da das Filmmaterial direkt auf der
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Glasfläche aufliegt, werden häufig Newtonringe verursacht und dadurch, dass die beiden
Glasplatten nicht direkt aufeinanderliegen, wird nichtplanes Filmmaterial nicht
flachgedrückt.
Um die Scanner-Langzeitdrift zu beurteilen wurde ein bereits fixierter radiographischer
Film (lichtunempfindlich) mit dem Ergebnis einer gleichbleibenden Antwort wiederholt
gescannt. Pixeldosimetrie wäre möglich, ist für die Bestrahlungsplanverifikation aber
unnötig. Die statistischen Schwankungen der optischen Dichte würden leicht ansteigen.
Die
maximale
Ortsauflösung
eines
Filmes
selbst
entspricht
der
Korngröße
(radiographischer Film) bzw. der Polymergröße (radiochromer Film). Eine Auflösung von
70 dpi bis 75 dpi ist in Anbetracht der Größe des Rechenrasters der IMRTBerechnungsalgorithmen ausreichend. Die Dosisauflösung richtet sich nach der
Graustufenauflösung (Abbildung A25).
analoge Graustufenverteilung
quantisierte Graustufenverteilung
Abbildung A25: li.: Epson Perfection V700, re: Vergleich analoge und quantisierte
Graustufenverteilung.
A6.8.2 Polarisationeffekte/ Scanhomogenität
Beim Auslesen des Films durch einen Scanner kommt es zu Lichtstreueffekten. Die
Amplitude hängt von der Größe der nadelförmigen Polymerstrukturen der empfindlichen
Schicht und deren Vorzugsrichtung ab. Zusätzlich wirken die Polyesterschichten der
Schutzauflage wie Halbwellenpolarisatoren, was aber durch eine zusätzliche diffuse
Polyesterschicht reduziert werden kann. Abbildung A26 verdeutlicht die Entstehung des
zum Scanbereichsrand hin abfallenden Ausgangssignals.
110
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ohne Film
mit Film
Kaltlicht-Lampe
Film
Strahlengang
Prismen-System
CCD-Array
CCD-Signal
Abbildung A26: Entstehung derStreu- und Polarisationseffekte in der Scannerantwort
Da die Signalamplidude in der Mitte des Scanfeldes liegt und geringe Gradienten in der
Signalamplitude aufweist, sollten kleinere Filme immer an dieser Stelle gescannt werden.
Um die Gesamtunsicherheit zu minimieren, sollte bei größeren Filmen (IMRTVerifikation)
dieser
außerdem
dosisstufenabhängige
Lichtstreueffekt
mit
einer
Korrektionsmatrix berichtigt werden (Abbildung A27). Entlang der Scanrichtung ändert
sich das Signal nur gering.
111
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Abbildung A27: Matrix mit Korrekturfaktoren verschiedener Monitoreinheitn-MU[93]
Die Vorzugsrichtung der nadelförmigen Partikel entspricht der Aufzugsrichtung der
Polyesterschicht. Die aktiven Partikel sind 1 µm bis 2 µm im Durchmesser und 15 µm bis
25 µm lang. Der Hersteller empfiehlt alle Filme in derselben Orientierung, vorzugsweise
landscape, zu scannen und sie vor dem Zuschneiden zur Wiedererkennung der
Orientierung zu kennzeichnen (Stift oder Nadeleinstiche). Abbildung A28 Illustriert diesen
Sachverhalt. Bei älteren Filmen (außer MD-55) ist dies nicht zu beobachten, da die Partikel
zufällig orientiert und nicht nadelförmig sind.
Abbildung A28: Scanorientierung entsprechend der Filmaufzugsrichtung [81]
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Die orientierungsbedinge Polarisation in Potraitrichtung (siehe Abbildung A29) führt dazu,
dass landscape gescannte Filme (homogen bestrahlt) auf allen gemessenen Dosistufen eine
höhere optische Dichte und geringere Abweichungen von der Scanfeldmitte haben.
Abbildung A29: Polarisationsbedingte Scaninhomogenitäten der Filmorientierungen landscape
(a) und portrait (b)[81]
Abbildung A30 verdeutlicht die orientierungsbedingte Vergrößerung der Optischen Dichte
verschiedener Dosisstufen und die weniger orientierungsabhängige Antwort der
vorangegangenen Filmtypen.
Abbildung A30: links: optische Dichte in Folge des Orientierungswinkels für verschiedene
radiochrome Filme: Rechts: Dosistufenabhängigkeit des Orientierungseffektes [96]
A6.8.3 Scansoftware
Die Software VeriSoft (PTW) vergleicht die an einem IMRT-Phantom gemessenen Daten
(aus TIFF-File extrahierte Rotkanaldaten) mit den für das gleiche Phantom errechneten
Daten des Therapieplanungssystems. Die Abweichung werden nach unterschiedlichen
Verfahren (2d- und 3-d Gammaindexmethode) ausgewertet.
113
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Abbildung A31: Bedienoberfläche PTW-VerySoft
Nach Reinigung des Glasfensters wir ein ebenfalls gesäuberter mindesten 2 cm x 2 cm
großer Nullfilm oder ein 24 h gereifter bestrahlter Film in der Scannermitte platziert. Nach
einer Bildvorschau wird er 3 mal mit den in TabelleA ersichtlichen Prametern gescannt
und der 3. Scan zur späteren Auswertung gespeichert.
TabelleA: Scanparameter PTW-VeriSoft
A6.9 Fehlerabschätzung
Der zusammengesetzte Fehler ist nicht größer als 2%. Wenn kalibrierter Film und
bestrahlter Film nach der gleichen Entwicklungszeit eingelesen werden, ein individueller
Nullfilmabzug stattfindet und die Messung sorgfältig nach einem speziellen Scanprotokoll
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ausgewertet wird, ist der Fehler der mit diesem Film und diesem Scanner ermittelten Dosis
kleiner als 1%. Die Angaben in Tabelle A5 sind [69] entnommen.
Tabelle A5: Beiträge der untersuchten Unsicherheiten zur Ermittlung der net OD für Filme bei
0,3 Gy und 1 Gy 60Co-Strahlung [69].
115
2010-03-08/031/EI01/2221
Literaturverzeichnis
Lehrbücher
[1]
Roland Felix, Bernd Ramm, Das Röntgenbild, Thieme, Stuttgart; Auflage: 3.,
neubearb. A. (1988), 375 Seiten
[2]
Dosimetrie ionisierender Strahlung Hrsg.: Reich, H. Stuttgart: Teubner 2002. 422S.
[3]
Grundlagen der Strahlenphysik und radiologischen Technik in der Medizin Hrsg.:
Angerstein, W. u. a. 4. erw. Aufl. Leipzig: Thieme 1987. 399 S.
[4]
Arnulf Oppelt (Hrsg.) "Imaging Systems for Medical Diagnostics". 1. Aufl. 2005,
Publicis MCD Verlag
[5]
Thomas Herrmann; Michael Baumann; Wolfgang Dörr, Klinische Strahlenbiologie,
2006, Verlag Elsvier; 4, überarb. Auflage, Seitenzahl: 219
[6]
Lexikon der radiologischen Technik in der Medizin Hrsg.: Angerstein, W. u. a. 4.
neubearb. Aufl. Leipzig: Thieme 1989. 692 S.
[7]
Stolz, W.: Messung ionisierender Strahlung Wwiss. Taschenbücher MA PH, Bd.
297 Berlin: Akademieverlag 1885. 157 S.
[8]
Stolz, W.: Radioaktivität Grundlagen-Messung-Anwendung 4., überarb. u. erw.
Aufl. Leipzig: Teubner 2003. 216 S.
[9]
Kemmer, W.; Michalczak, H.: Richtlinie Strahlenschutz in der Medizin 2002 4.,
völlig neu bearb. U. erw. Aufl. Berlin : Hoffmann 2002. 135 S.
[10]
Richter, J., Flentje. M.: Strahlenphysik für die Radioonkologie. Thieme 1998. Sack,
H., Thesen, N.: Bestrahlungsplanung. 2. Aufl. Thieme 1998
[11]
Hanno Krieger, Strahlenphysik, Dosimetrie und Strahlenschutz, Bd.1, Grundlagen,
Teubner Verlag; Auflage: 4., völlig überarb. u. erw. A. (Dezember 2001)
[12]
Krieger,
H.:
Strahlenphysik,
Dosimetrie
und
Strahlenschutz
Bd.
2:
Strahlungsquellen, Detektoren und klinische Dosimetrie 3. überarb. Aufl. Stuttgart:
Teubner 2001. 464S.
116
2010-03-08/031/EI01/2221
[13]
Scherer, E.: Sack, H.: Strahlentheraphie 4. neubearb. U. erw. Aufl. Stuttgart:
Thieme 1989. 394S.
[14]
Laubenberger, T.: Technik der medizienischen Radiologie 7. überarb. Aufl. Köln:
Ärzte-Verlag 1999. 635S
DINs/ Normen
[15]
Ma CM, Coffey CW, DeWerd LA, Liu C, Nath R, Seltzer SM, Seuntjens JP;
American Association of Physicists in Medicine, AAPM protocol for 40-300 kV
x-ray beam dosimetry in radiotherapy and radiobiology, Med Phys. 2001 Jun;
28(6):868-93.
[16]
DGMP-Bericht
Nr.
5
(1986)
"Praxis
der
Weichstrahldosiemetrie",
ISBN 3-925218-30-0
[17]
DGMP-Bericht Nr. 6 (1989) "Praktische Dosimetrie von Elektronenstrahlung und
ultraharter Röntgenstrahlung", ISBN 3-925218-40-8
[18]
DGMP-Bericht Nr. 9, 1997 "Anleitung zur Dosimetrie hochenergetischer
Photonenstrahlung mit Ionisationskammern", ISBN 3-925218-42-4
[19
DIN 6800-2 (1997) Deutsche Norm: Dosismessverfahren nach der Sondenmethode
für Photonen und Elektronenstrahlung-Ionisationsdosimetrie, Berlin 1997
[20]
DIN Deutsches Institut für Normung e.V.: DIN 6800-2: Dosismessverfahren nach
der Sondenmethode für Photonen- und Elektronenstrahlung - Teil 2: Dosimetrie
hochenergetischer Photonen- und Elektronenstrahlung mit Ionisationskammern.
Berlin, März 2008
[21]
DIN 6809-4, Klinische Dosimetrie - Teil 4: Anwendung von Röntgenstrahlen mit
Röhrenspannungen von 10 bis 100 kV in der Strahlentherapie und in der
Weichteildiagnostik, Deutsches Institut für Normung, Berlin (1988).
[22]
DIN 6809-5, Klinische Dosimetrie - Teil 5: Anwendung von Röntgenstrahlen mit
Röhrenspannungen von 100 bis 400 kV in der Strahlentherapie, Deutsches Institut
für Normung, Berlin (1996).
117
2010-03-08/031/EI01/2221
[23]
SGSMP Empfehlungen Nr. 9 (Mai 2001) Dosimetrie von Röntgenstrahlen im
niederen und mittleren Energiebereich, ISBN 3-908125-28-6
[24]
IAEA (International Atomic Energy Agency), Absorbed dose determination in
photon andelectron beams. An international code of practice. Technical Reports
Series N° 277, IAEA, Vienna (1987).[International Atomic Energy Agency:
Absorbed Dose Determination in External Beam Radiotherapy, Technical Reports
Series No. 398, Vienna, 2000,
[25]
ICRU , "Radation dosimetry: Measurement of absorbed dose in a phantom
irradiaded by a single beam of x -or gamma rays, "ICRU Report No. 23 ICRU,
Washington D.C., 1973 (unpublished).
[26]
Munck, Rosenschöld et al, Kilovoltage x-ray dosimetry—an experimental
comparison between different dosimetry protocols, 2008 Phys. Med. Biol. 53 4431
[27]
Nederlandse Commissi voor Strahlingsdosimetrie (NCS) 1997 Dosimetry for low
and medium energy x-rays: a code of practice in radiotheraphy and radiobiology
NCS Report 10 (Delft: Netherlands Commission on Radation Dosimetry)
[28]
Klevenhagen (Chair) et al: The IPEMB code of practice for the determination of
absorbed dose for x-rays below 300 kV generating potential, 1996 Phys. Med. Biol.
41 2605
Röntgenenergiebereich
[29]
Hill R, Holloway L, Baldock C,A dosimetric evaluation of water equivalent
phantoms for kilovoltage x-ray beams, Phys Med Biol. 2005 Nov 7; 50(21): N33144. Epub , 2005
[30]
Aukett RJ, Burns JE, Greener AG, Harrison RM, Moretti C, Nahum AE, Rosser
KE; IPEM Working Party,. Addendum to the IPEMB code of practice for the
determination of absorbed dose for x-rays below 300 kV generating potential
(0.035 mm Al-4 mm Cu HVL),. Phys Med Biol. 2005 Jun 21; 50(12): 2739-48.
Epub 2005 May 25
118
2010-03-08/031/EI01/2221
[31]
S Yoo, Clinical implementation of AAPM TG61 protocol for kilovoltage x-ray
beam dosimetry, Med. Phys. 29, 2269 (2002)
[32]
J. G. P. Peixoto and P. Andreo, ―Determination of absorbed dose to water in
reference conditions for radiotherapy kilovoltage x-rays between 10 and 300 kV: A
comparison of the data in the IAEA, IPEMB, DIN and NCS dosimetry protocols,‖
Phys. Med. Biol. 45, 563–575 2000.
[33]
Oves SD, Hogstrom KR, Ham K, Sajo E, Dugas JP, Dosimetry intercomparison
using a 35 keV X-ray synchrotron beam, Eur J Radiol. 2008 Dec; 68 (3 Suppl):
S121-5. Epub 2008 Jun 30.
[34]
Ma CM, Seuntjens JP,.Mass-energy absorption coefficient and backscatter factor
ratios for kilovoltage x-ray beams,. Phys Med Biol. 1999 Jan; 44(1):131-43
[35]
Li XA, Ma CM, Salhani D, Measurement of percentage depth dose and lateral
beam profile for kilovoltage x-ray therapy beams, Phys Med Biol. 1997 Dec;
42(12):2561-8.
[36]
D M Davidovic et al: simplified model of low energy x-ray backscattering, 2003
Phys. Med. Biol. 48 N213
Ionisationsdetektoren
[37]
Almond PR, Biggs PJ, Coursey BM, Hanson WF, Huq MS, Nath R, Rogers DW,.
AAPM's TG-51 protocol for clinical reference dosimetry of high-energy photon and
electron beams, Med Phys. 1999 Sep; 26(9):1847-70.
[38]
Hill R, Mo Z, Haque M, Baldock C, An evaluation of ionization chambers for the
relative dosimetry of kilovoltage x-ray beams, Med Phys. 2009 Sep; 36(9): 397181.
[39]
De Angelis C, Onori S, Pacilio M, Cirrone GA, Cuttone G, Raffaele L, Bucciolini
M, Mazzocchi S. An investigation of the operating characteristics of two PTW
diamond detectors in photon and electron beams. Med Phys. 2002 Feb; 29(2): 24854
119
2010-03-08/031/EI01/2221
[40 ]
Hugtenburg RP, Johnston K, Chalmers GJ, Beddoe AH: Application of diamond
detectors to the dosimetry of 45 and 100 kVp therapy beams: comparison with a
parallel-plate ionization chamber and Monte Carlo, Phys Med Biol. 2001 Sep;
46(9): 2489-501
[41]
Roos, M.; Derikum, K.; Krauss, A. (1998): Zur Berücksichtigung des
Verdrängungseffektes von Flachkammern bei Elektronenstrahlung, Medizinische
Physik 98, Hrsg. L. Voigtmann und P. Geyer, ISBN 3-925 218-62-9, S. 269-270
[42]
Br J Radiol, Brod beam attenuation of kilovoltage photon beams: effect of ion
chambers, 1998; 71:68
[43]
Khrunov VS, Martynov SS, Marchenko NP, Vatnitskiĭ SM, Ermakov IA
characteristic of diamond detectors of ionizing Radiation, Med Tekh. 1988 MayJun;(3):7-12. Russian
[44]
SEUNTJENS, J., THIERENS, H. and SCHNEIDER, U., Correction factors for
cylindrical ionisation chambers used in medium energy x-rays beams, Phys. Med.
Biol. 38, 805-832 (1993).
[45]
Roos M, Derikum K and Krauss A 2000: Deviation of the effective point of
measurement of the Markus chamber from the front surface of its air cavity in
electron beams IAEA-TECDOC 1173 International Atomic Energy Agency, Wien
53-64
[46]
Bucciolini M, Buonamici FB, Mazzocchi S, De Angelis C, Onori S, Cirrone GA, .
Diamond detector versus silicon diode and ion chamber in photon beams of
different energy and field size. Med Phys. 2003 Aug; 30(8): 2149-54.
[47]
P W Hoban et al, Dose rate dependence of a PTW diamond detector in the
dosimetry of a 6 MV photon beam, 1994 Phys. Med. Biol. 39
[48]
Wiezorek T, Banz N, Schwedas M, Scheithauer M, Salz H, Georg D, Wendt TG,.
Dosimetric quality assurance for intensity-modulated radiotherapy feasibility study
for a filmless approach,. Strahlenther Onkol. 2005 Jul; 181(7): 468-74.
[49]
Planskoy B; 1980: Evaluation of diamond radiation detectors Phys. Med. Biol. 25
519–32
120
2010-03-08/031/EI01/2221
[50]
Chofor N, Harder D, Looe HK, Kapsch RP, Kollhoff R, Willborn K, Rühmann A,
Poppe B: Mapping radiation quality inside photon-irradiated absorbers by means of
a twin-chamber method, Med Phys. 2009; 19(4): 252-63. Epub 2009 Jun 21
[51]
O. S. Dohm, G. Christ, E. Schüle: Praktische Elektronendosimetrie: Ein Vergleich
verschiedener Bauarten von Ionisationskammern. Zeitschrift für Medizinische
Physik, Band 12 2002 Nr. 1, S. 24-28
[52]
M Schwedas, Strahlenphysikalische Einflussgrößen bei der Dosimetrie mit
verschiedenen Detektortypen, Zeitschrift für Medizinische Physik, Volume 17,
Issue 3, 2 August 2007, Pages 172-179
[53]
Perrin BA, Whitehurst P, Cooper P, Hounsell AR, The measurement of kch factors
for application with the IPEMB very low energy dosimetry protocol, Phys Med
Biol. 2001
[54]
Beck T; Hartmann GH; Lorenz WJ: Untersuchung der dosimetrischen
Eigenschaften von Diamantdetektoren in Photonenfeldern.
Zeitschrift
für
medizinische Physik, 4 (1994) 151-157.
[55]
A comparison of dosimetry techniques in stereotactic radiosurgery
Radiochromer Film
[56]] Reinstein LE, Gluckman GR, Meek AG, A rapid colour stabilization technique for
radiochromic film dosimetry, Phys Med Biol. 1998 Oct; 43(10): 2703-8.
[57]
Suchowerska N, Hoban P, Butson M, Davison A, Metcalfe P, Directional
dependence in film dosimetry: radiographic and radiochromic film,. Phys Med
Biol. 2001 May; 46(5): 1391-7.
[58]
Gordon H Chan, W V Prestwich, Dose measurement based on spectral chi-square
minimization using GAFchromic MD-55 film, 2000 Phys. Med. Biol. 45 1851
[59]
Tsang Cheung et al: Experimental energy response verification of XR type T
radiochromic film, 2004 Phys. Med. Biol. 49 N371
121
2010-03-08/031/EI01/2221
[60]
Marek Traczyk, Mieczysław Słapa, Marcin Talejko, Barbara Petelenz, Alicja
Słonimska: Gafchromic Film-Based System for measuring Radiation Dose Spatial
Distributions Med Phys Eng 2005; 11(1): 51-59. PL ISSN 1425-4689
[61]
Muench et al,. Photon energy dependence ot the sensitivity of radiochromic film
comparison with silver halide film LiF TLDs used for brachytherapy dosimetry,.
1991.
[62]
H. Alva, H. Mercado-Uribe, M. Rodriguez-Villafuerte, and M. E. Brandan, ―The
use of a reflective scanner to study radiochromic film response‖, Phys. Med. Biol.
47, 2925–2933 s 2002d.
[63]
Cheung T, Butso MJ, Yu PK: Use of multiple layers of Gafchromic film to increase
sensitivity, Phys Med Biol. 2001 Oct; 46(10): N235-40
[64]
Martin J Butson et al, XR type-R radiochromic film x-ray energy response, 2005
Phys. Med. Biol. 50 N195
GafChromic-EBT-Film
[65]
M J Butson et al, Absorption spectra variations of EBT radiochromic film from
radiation exposure, 2005 Phys. Med. Biol. 50 N135
[66]
Devic S, Tomic N, Pang Z, Seuntjens J, Podgorsak EB, Soares CG., Absorption
spectroscopy of EBT model GafChromic film, Med Phys. 2007 Jan; 34(1): 112-8.
[67]
van Battum LJ, Hoffmans D, Piersma H, Heukelom S. Accurate dosimetry with
GafChromic EBT film of a 6 MV photon beam in water: What level is achievable?
Med Phys. 2008 Feb; 35(2): 704-16.
[68]
Fletcher CL, Mills JA: An assessment of GafChromic film for measuring 50 kV
and 100 kV percentage depth dose curves, Phys Med Biol. 2008 Jun 7; 53(11):
N209-18. Epub 2008 May 19.
[69]
Analysis of uncertainties in Gafchromic EBT film dosimetry of photon beams,
Martisíková M, Ackermann B, Jäkel O, Analysis of uncertainties in Gafchromic
122
2010-03-08/031/EI01/2221
EBT film dosimetry of photon beams, Phys Med Biol. 2008 Dec 21; 53(24): 701327. Epub 2008 Nov 18.
[70]
Zeidan OA, Stephenson SA, Meeks SL, Wagner TH, Willoughby TR, Kupelian
PA, Langen KM, Characterization and use of EBT radiochromic film for IMRT
dose verification, Med Phys. 2006 Nov; 33(11): 4064-72.
[71]
Alvarez P., Hernandez N., Followill D., Tailor R., and Ibbott G.: ―TU-FF-A1-01:
Characterization of EBT versus MD55 Gafchromic films for relative dosimetry
measurements,‖ Med. Phys. 33(6), 2217–2218 (2006. ).
[72]
Fiandra C, Ricardi U, Ragona R, Anglesio S, Giglioli FR, Calamia E, Lucio F.
Clinical use of EBT model Gafchromic film in radiotherapy Med Phys. 2006 Nov;
33(11): 4314-9.
[73]
Matney, J.; Parker, B.; Neck, D.; Rosen, I. SU-GG-T-276: Comparison of the
Epson Perfection V700 Photo Flatbed and the Vidar VXR-16 Dosimetry PRO
Advantag Film Scanners for Use with Radiochromic Film, Medical Physics, vol.
35, issue 6, p. 2788
[74]
Fuss M, Sturtewagen E, De Wagter C, Georg D: Dosimetric characterization of
GafChromic EBT film and its implication on film dosimetry quality assurance,
Phys Med Biol. 2007 Jul 21; 52(14):4211-25. Epub 2007 Jun 18.
[75]
Jacob V, Kneschaurek P: A Method for improve verification of entire IMRT Plans
by Film Dosimetry; Strahlenther Onkol, 185(1): 34-40, 2009
[76]
Rink A, Vitkin IA, Jaffray DA: Energy dependence (75 kVp to 18 MV) of
radiochromic films assessed using a real-time optical dosimeter, Med Phys. 2007
Feb; 34(2): 458-63
[77]
Richter C, Pawelke J, Karsch L, Woithe J, Energy dependence of EBT-1
radiochromic film response for photon (10 kvp-15 MVp) and electron beams (6-18
MeV) readout by a flatbed scanner, Med Phys. 2009 Dec; 36(12): 5506-14.
[78]
Chiu-Tsao ST, Ho Y, Shankar R, Wang L, Harrison LB, Energy dependence of
response of new high sensitivity radiochromic films for megavoltage and
kilovoltage radiation energies, Med Phys. 2005 Nov; 32(11): 3350-4.
123
2010-03-08/031/EI01/2221
[79]
Ferreira BC, Lopes MC, Capela M, Evaluation of an Epson flatbed scanner to read
Gafchromic EBT films for radiation dosimetry, Phys Med Biol. 2009 Feb 21;
54(4):1073-85. Epub 2009 Jan 23
[80]
A Sankar, PG Goplakrishna Kurup, V Murali, Komanduri M Ayyanga, R Mothilal
Nehru, J Velmurugan: Evaluation of Gafchromic EBT film for intensity modulated
radiation therapy dose distribution verification, Year : 2006 Volume : 31-2 78-82
[81]
Saur S, Frengen J,: GafChromic EBT film dosimetry with flatbed CCD scanner: a
novel background correction method and full dose uncertainty analysis, Med Phys.
2008 bi Jul; 35(7): 3094-101.
[82]
Gafchromic EBT film dosimetry with flatbed CCD-Scanner: A novel background
correction method and full dose uncertainty analysis
[83]
Buchauer K, Hillbrand E, de Vries A: Gafchromic EBT photospectral dose
response dependence on temperature and implications for flat bed scanning
[84]
Lynch BD, Kozelka J, Ranade MK, Li JG, Simon WE, Dempsey JF, Important
considerations for radiochromic film dosimetry with flatbed CCD scanners and
EBT GAFCHROMIC film, Med Phys. 2006 Dec; 33(12): 4551-6.
[85]
Cheung T, Butson MJ, Yu PK, Independence of calibration curves for EBT
Gafchromic films of the size of high-energy X-ray fields, Appl Radiat Isot. 2006
Sep;64(9):1027-30. Epub 2006 Jun 13.
[86]
Rink A, Vitkin IA, Jaffray DA. Intra-irradiation changes in the signal of polymerbased dosimeter (GAFCHROMIC EBT) due to dose rate variations Phys Med Biol.
2007 Nov 21; 52(22): N523-9. Epub 2007 Oct 26.
[87]
Lindsay P. Investigation of energy dependence of EBT and EBT-2 gafchromic film.
Med Phys 37:571 (2010)
[88[
Cheung T, Butson MJ, Yu PK: Measurement of high energy x-ray beam penumbra
with Gafchromic EBT radiochromic film, Med Phys. 2006 Aug;33(8):2912-4
[89]
Sutherland JG, Rogers DW, Monte Carlo calculated absorbed-dose energy
dependence of EBT and EBT2 film, Med Phys. 2010 Mar; 37(3): 1110-6.
124
2010-03-08/031/EI01/2221
[90]
C. G. Soares, New developments in radiochromic film dosimetry; Radiat Prot
Dosimetry (September 2006)
[91]
Schneider F, Polednik M, Wolff D, Steil V, Delana A, Wenz F, Menegotti
L,.Optimization of the gafchromic EBT protocol for IMRT QA, Z Med Phys. 2009;
19(1): 29-37.
[92]
Tsang Cheung et al: Post-irradiation colouration of Gafchromic EBT radiochromic
film, 2005 Phys. Med. Biol. 50 N281
[93]
Paelinck L, De Neve W, De Wagter C, Precautions and strategies in using a
commercial flatbed scanner for radiochromic film dosimetry, Phys Med Biol. 2007
Jan 7;52(1): 231-42. Epub 2006 Dec 18.
[94]
Devic S, Seuntjens J, Sham E, Podgorsak EB, Schmidtlein CR, Kirov AS, Soares
CG. Precise radiochromic film dosimetry using a flat-bed document scanner Med
Phys. 2005 Jul; 32(7): 2245-53.
[95]
Martin J. Butson, Peter K.N. Yu, Tsang Cheung, Peter Metcalfe, Radiochromic film
for medical radiation dosimetry, Materials Science and Engineering R 41 (2003)
61–120
[96]] Butson MJ, Cheung T, Yu PK.: Scanning orientation effects on Gafchromic EBT
film dosimetry, Australas Phys Eng Sci Med. 2006 Sep;29(3):281-4.
[97]
Ebert MA, Asad AH, Siddiqui SA., Suitability of radiochromic films for dosimetry
of very-low energy X-rays, J Appl Clin Med Phys. 2009 Sep 2; 10(4): 2957.
[98]
Rink: Temperature and hydration effects on absorbance spectra and radiation
sensitivity of a radiochromic medium, Med Phys. 2008 October; 35(10): 4545–
4555.
[99]
C. Fletcher, A. McCabe, A. Morgan, J. Verney, and D. Thwaites, ―Two centre
investigation into apparent energy dependence of Gafchromic EBT film,‖
Radiother. Oncol. 88, S36 2008.
[100] Butson MJ, Cheung T, Yu PK: Weak energy dependence of EBT gafchromic film
dose response in the 50 kVp-10 MVp X-ray range, Appl Radiat Isot. 2006
Jan;64(1): 60-2. Epub 2005 Aug 18.
125
2010-03-08/031/EI01/2221
Monte-Carlo- Simulation
[101] Kry SF, Titt U, Pönisch F, Followill D, Vassiliev ON, White RA, Mohan R,
Salehpour M, Monte Carlo model for calculating out-of-field dose from a varian
6 MV beam, Med Phys. 2006 Nov; 33(11): 4405-13.
[102] Kry SF, Titt U, Followill D, Pönisch F, Vassiliev ON, White RA, Stovall M,
Salehpour M, A Monte Carlo model for out-of-field dose calculation from highenergy photon therapy, Med Phys. 2007 Sep; 34(9): 3489-99.
[103] Faddegon BA, Ross CK, Rogers DW, Angular distribution of bremsstrahlung from
15-MeV electrons incident on thick targets of Be, Al, and Pb, Med Phys. 1991 JulAug; 18(4): 727-39.
[104] C S Sureka et al: Dose distribution for endovascular brachytherapy using Ir-192
sources: comparison of Monte Carlo calculations with radiochromic film
measurements, 2007 Phys. Med. Biol. 52 525
[105] Ubrich F,Wulff J, Kranzer R, Zink K: Thimble ionization chambers in medium
energy X-rays and the role of constructive details of the central electrode: Monte
Carlo simulations and measurements. Phys. Med. Biol. 53 (2008) 4893-4906
[106] Dohm OS, Fippel M, Christ G, Nüsslin F., Off-axis chamber response in the depth
of photon dose maximum., Phys Med Biol. 2005 Apr 7;50(7):1449-57. Epub 2005
Mar 16.
126
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Thesen:“Untersuchung der Energieabhängigkeit von Dosismessystemen der
klinischen Dosimetrie im Energiebereich unter 1 MeV“

Die DIN 6800-2 (März 2008) gilt nur noch für die Energie oberhalb von 1 MeV.
Dadurch entsteht ein Methoden- und Faktendefizit der bei der Dosimetrie an
Röntgen- und Afterloadinganlagen.

Messungen in und außerhalb von IMRT-Feldern erfordern aufgrund der gemischten
spektralen Zusammensetzung energieunabhängige, 2-dimensionale Messsysteme
hoher Ortsauflösung.

Da der Anstieg der Tiefendosiskurven mit dem Ansprechvermögen des dafür
genutzten Detektors korreliert, kann das Dosisverhältnis zweier unterschiedlicher
Messtiefen als Indikator für eine energieabhängige Detektorantwort genutzt
werden.

Über die separate Betrachtung von Kammer- und Wandmaterialien mit Hilfe der
Monte-Carlo-Rechnung,
können
detaillierte
Aussagen
über
das
zur
Energieabhängigkeit führende Verhalten getroffen werden.

Detektoren mit Materialien höherer Ordnungszahl (PTW-PinPoint-Kammer 30015/
Wellhöfer
SCX_WH-PFD-Diode)
sind
aufgrund
ihrer
stark
steigenden
Überbewertung bei der Zunahme niederenergetischer spektraler Anteile im
niedrigen Energiebereich nicht zu verwenden.

Strahlungsdetektoren
mit niedrigen Ordnungszahlen bzw. Wasser- oder
luftäquivalenter Materialzusammensetzung (PTW-Farmer-Kammer 30012/ PTWSemiflexkammer 31013/ PTW-Diamant-Detektor 60003/ IBA-Ionisationskammer
CC04 (Shonka)) können, unter Berücksichigung von Korrektionsrfaktoren, auch im
niedrigen Energiebereich bzw. in gemischten Strahlenfeldern eingesetzt werden.

Wegen der mit der Energie abnehmenden Rück- und Seitwärtstreuung der
Photonen, wird die Detektorantwort der dafür unempfindlichere Flachkammern
(PTW-Markus-Kammer 23343/ PTW-Roos-Kammer 34 001) unterbewertet.

Der GafChromic-EBT-Film weist bedingt durch seine effektive Ordnungszahl
unterhalb der des Wassers eine starke Dosisunterbewertung bei niedrigen Energien
auf. Unter diesen Gesichtspunkt müssen IMRT-Pläne interpretiert werden.
Ilmenau, den 30.07.2010
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Selbstständigkeitserklärung
Hiermit versichere ich, Alexander Mücke, die vorliegende Arbeit selbstständig und nur
unter Verwendung der aufgeführten Quellen angefertigt zu haben.
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Danksagung
Mein Dank gilt allen, die mich während meiner Diplomarbeit begleitet und direkt- oder
indirekt unterstützt haben.
Einen besonders tiefen Dank möchte ich meinen Betreuern aussprechen.

Herrn Professor Keller, der mich durch seine interessanten Vorlesungen und seine
konstruktiven Hinweise bei meiner Studienjahresarbeit und bei der Bearbeitung der
Diplomarbeit motiviert hat, weiter in das Gebiet der medizinischen Strahlenphysik
vorzudringen.

Herrn Dr. Scheithauer und Herrn Dipl. Ing Schwedas, für ihre große Unterstützung
beim Kennenlernen der vorhandenen Geräte-und Messtechnik, der Durchführung
der zahlreichen Messungen, sowie für die gegebenen Hinweise und ihre ständige
Gesprächsbereitschaft bei Problemen.
Außerdem möchte ich Herrn Prof. Wendt und Herrn Dr. Wiezorek danken, die meine
Diplomarbeit durch das kooperative Zusammenwirken der TU-Ilmenau und der FSU-Jena
ermöglicht haben.
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