TECHNISCHE UNIVERSITÄT ILMENAU - Klinik für Strahlentherapie ...
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<strong>TECHNISCHE</strong> <strong>UNIVERSITÄT</strong> <strong>ILMENAU</strong><br />
Fakultät <strong>für</strong> Informatik und Automatisierung<br />
Institut <strong>für</strong> Biomedizinische Technik und Informatik<br />
Diplomarbeit zur Erlangung des akademischen Grades<br />
Diplomingenieur<br />
Untersuchung der Energieabhängigkeit von<br />
Dosismesssystemen der klinischen Dosimetrie im<br />
Energiebereich unter 1 MeV<br />
vorgelegt von:<br />
geboren am:<br />
Alexander Mücke<br />
28.02.1982 in Gotha<br />
Matrikelnummer: 32995<br />
verantwortlicher Professor:<br />
Hochschulbetreuer:<br />
betrieblicher Betreuer<br />
Univ.-Prof. Dr.-Ing. habil. Jens<br />
Haueisen<br />
apl. Prof. Dr.-Ing. habil. A. Keller<br />
Dr.-Ing. Marcel Scheithauer<br />
Inventarisierungsnummer:<br />
2010-03-08/031/EI01/2221<br />
Datum der Ausgabe des Themas: 7. September 2009<br />
Arbeit eingereicht am: 30. Juli 2010
Inhalt<br />
1 Einleitung ....................................................................................................................... 3<br />
2 Problemanalyse ............................................................................................................... 6<br />
2.1 Strahlentherapeutische Möglichkeiten ............................................................... 6<br />
2.2 Änderungen in der Dosimetrienorm DIN 6800-2 ............................................... 8<br />
2.3 Niederenergetische Streustrahlung bei der IMRT ............................................ 10<br />
2.4 Literatur Energieabhängigkeit ......................................................................... 11<br />
3 Grundlagen ................................................................................................................... 12<br />
3.1 Ionisationsdosimetrie ...................................................................................... 12<br />
3.2 Dosisermittlung mit der Sondenmethode ......................................................... 14<br />
3.3 Korrektionsfaktoren ........................................................................................ 18<br />
3.4 Dosimetrie mit radiochromen Filmen .............................................................. 20<br />
3.5 Energieabhängigkeit ....................................................................................... 24<br />
4 Präzisierung der Aufgabenstellung ................................................................................ 27<br />
5 Lösung der Aufgabenstellung ........................................................................................ 29<br />
5.1 Ermittlung der Spektren .................................................................................. 29<br />
5.2 Monte-Carlo-Untersuchungen ......................................................................... 34<br />
5.2.1 Definition..................................................................................................... 34<br />
5.2.2 Statistik ....................................................................................................... 35<br />
5.2.3 Energieverteilungen innerhalb und außerhalb des Nutzstrahlenfeldes ........... 36<br />
5.2.4 Simulationen zur Energieabhängigkeit bestimmter Detektormaterialien ....... 39<br />
5.3 Untersuchung spezieller Eigenschaften des GafChromic-EBT-Filmes ............. 44<br />
5.4 Untersuchung spezieller Ionisationsdetektoreigenschaften .............................. 50<br />
5.5 Messungen im Wasserphantom ....................................................................... 54<br />
5.6 Ermittlung des realtiven Ansprechvermögens im niedrigen Energiebereich ..... 58<br />
5.6.1 Definition relatives Ansprechvermögen ....................................................... 58<br />
5.6.2 Durchführung .............................................................................................. 58<br />
5.6.3 Auswertung.................................................................................................. 59<br />
6 Zusammenfassung ......................................................................................................... 68<br />
Anhang ............................................................................................................................ 72<br />
Literaturverzeichnis ....................................................................................................... 116<br />
Thesen ........................................................................................................................... 127<br />
Erklärung ....................................................................................................................... 128<br />
Danksagung ................................................................................................................... 129<br />
2 2010-03-08/031/EI01/2221
1 Einleitung<br />
Durch die zunehmende Überalterung der Deutschen werden Tumorerkrankungen in den<br />
nächsten Jahrzenten die Krankheiten des Kreislaufsystems vom ersten Platz der<br />
Todesursachenstatistik verdrängen. Die Verschiebung der Patientenzahlen innerhalb der<br />
klassischen onkologischen Therapiebereiche Operation, Bestrahlung und Chemotherapie<br />
indiziert, dass innovative und schonendere Techniken immer stärker in den Vordergrund<br />
rücken und andere Methoden ergänzen oder ersetzen.<br />
Da die Behandlungskriterien optimale Tumorbekämpfung (TCP 1 ) und wirksame Schonung<br />
des umliegenden Normalgewebes (NTCP 2 ) nur ein kleines therapeutisches Fenster<br />
definieren, müssen neben strahlenbiologischen und physikalischen, auch technische<br />
Faktoren berücksichtigt werden. Durch die fluenzmodulierenden Verfahren der IMRT 3<br />
lässt sich das bestrahlte Volumen auf Tumorkonformität reduzieren und die Dosis bei<br />
konstanter Nebenwirkungswahrscheinlichkeit steigern.<br />
Die genutzten Bestrahlungstechniken stellen hohe Anforderungen an die Qualitätssicherung<br />
und die klinische Dosimetrie. Alle medizinischen, verfahrenstechnischen und<br />
dosimetrischen Fehlerquellen erzeugen insgesamt eine Unsicherheit in der Dosisleistung<br />
und Dosis. Die aus o.g. strahlenbiologischen Gesichtspunkten geforderte Fehlerbreite<br />
verteilt sich auf Dosiserzeugung und –messung (Dosimetrie). Da die Fehlerquellen in der<br />
Routine im Mittel in ihrem Ausmaß unterschätzt werden, bleiben in der Regel kaum noch<br />
Toleranzen <strong>für</strong> klinische Messungen.<br />
Die Abweichungen die durch die Anwendung verschiedener dosimetrischer Messverfahren<br />
auftreten, sollen durch die Methoden der DIN 6800-2 verringert werden.<br />
Vor dem Hintergrund der peripheren Photonendosis und dem um das Planungszielvolumen<br />
PTV herum verursachten, feldgrößenabhängigen niederenergetischen Streustrahlenbeitrag<br />
eröffnet sich das Thema strahleninduzierte Tumore. Das Spektrum der Streustrahlung<br />
1 Tumor control propability - Tumorkonrollwahrscheinlichkeit<br />
2 Normal Tissue Complication Probability- Normalgewebekomplikationswahrscheinlichkeit<br />
3 Intensity-Modulated-Radiation-Therapy – Intesitätsmodulierte Strahlentheraphie<br />
3 2010-03-08/031/EI01/2221
enthält vorwiegend Komponenten aus dem Energiebereich unterhalb 200 kV, was sich<br />
unter anderem auf die RBW 4 auswirkt. Nur mit auch im kV-Bereich energieunabhängig<br />
messenden Systemen oder der speziellen Kenntnis geeigneter Korrekturen, ist eine exakte<br />
Dosisbestimmung mit 60 Co-Kalibrierung möglich. Die starke Änderung der Wirkungsquerschnitte<br />
bei nicht wasseräquivalenten Detektormaterialien höherer Ordnungszahl im<br />
niedrigen Energiebereich erfordert eine hohe Anzahl an energetischen Stützwerten.<br />
Im Rahmen der Anpassung an internationale Normen wurde die DIN 6800-2 von 1997 im<br />
Jahr 2008 in DIN 6800-2 „Dosismessverfahren nach der Sondenmethode <strong>für</strong> Photonenund<br />
Elektronenstrahlung: Dosimetrie hochenergetischer Photonen- und Elektronenstrahlung<br />
mit Ionisationskammern― umbenannt, überarbeitet und weitgehend dem<br />
Technical Report Series No. 398 (TRS 398) der IAEA 5 angepasst. Während in der alten<br />
Norm Photonenstrahlung von 100 kV bis 50 MV und Gammastrahlung mit Energien<br />
größer als 60 keV abgedeckt waren, liegt der Energiebereich bei Photonenstrahlung nun<br />
zwischen 1 MV und 50 MV. Gammastrahlung ist auf 60 Co eingegrenzt worden. In<br />
Anhang 1 sind die wesentlichen Unterschiede zwischen den Ausgaben der DIN 6800-2 aus<br />
den Jahren 1997 und 2008 zusammengefasst.<br />
Daraus ergibt sich ein Methoden- und Faktendefizit zur Korrektur der Energieabhängigkeit<br />
im therapeutischen Anwendungsbereich unterhalb 1 MV. Bei der Betrachtung des in der<br />
alten DIN und in Datenblättern angegebenen Korrekturfaktors <strong>für</strong> 200 kV, der von 100 kV<br />
bis 200 kV gilt, wird wegen der gerade in diesem Bereich auftretenden starken<br />
Änderungen der materialabhängigen Schwächungskoeffizenten eine durch die<br />
Energieabhängigkeit der Detektorantwort erforderliche genauere Korrektur nötig. Nur mit<br />
einem von der Strahlenenergie unabhängigen Messsystem können andere Detektoren auf<br />
ihre Eigenschaften in niedrigen Energiebereich beurteilt werden.<br />
Der seit 2004 erhältliche radiochrome Film GafChromic-EBT (ISP Corp, Wayne, NJ) soll<br />
diese Anforderung vom kV- bis in den MV-Bereich erfüllen. Mit diesem Film als Referenz<br />
können die in der klinischen Routine häufig verwendeten kompakten und flachen<br />
Luftionisationskammern, Festkörperionisationsdetektoren und Halbleiterdetektoren<br />
verifiziert werden.<br />
4 relative biologische Wirksamkeit - biologischer Effekt durch den mehrfachen Compton-Effekt infolge der<br />
Spektralverschiebung<br />
5<br />
Internationale Atomenergiebehörde<br />
4 2010-03-08/031/EI01/2221
Der Film besitzt gegenüber den bisherigen radiographischen und radiochromen Vorgängermodellen<br />
aufgrund seiner chemischen Zusammensetzung Eigenschaften, die ihn im<br />
Zusammenspiel mit einem handelsüblichen Flachbettscanner als Auslesegerät attraktiv <strong>für</strong><br />
die klinische Routine machen. Diese Parameter weiter zu untersuchen, ermöglicht gerade<br />
bei 2D-Messungen hoher Ortsauflösung eine genauere Rekonstruktion der Dosisverteilung.<br />
Diese Arbeit untersucht die Eigenschaften des radiochromen Filmes Gafchromic-EBT und<br />
beurteilt ihn zusammen mit anderen Strahlungsdetektoren nach ihrer Anwendbarkeit in<br />
verschiedenen strahlentherapeutisch relevanten Energiebereichen. Für die Dosimetrie beim<br />
Afterloading mit einer 192 Ir-Quelle (mittlere Energie 375 keV) sowie am Röntgen-<br />
Halbtiefen/Oberflächen-Therapiegerät (100 kV, 150 kV und 200 kV) können energieabhängige<br />
Dosiskorrekturfaktoren ermittelt werden.<br />
5 2010-03-08/031/EI01/2221
2 Problemanalyse<br />
2.1 Strahlentherapeutische Möglichkeiten<br />
Beginnend mit der 1895 entdeckten niederenergetischen Röntgenstrahlung<br />
(W. C. Röntgen), welche bis heute in der Oberflächentherapie und zur Bildgebung<br />
eingesetzt wird, wurden zahlreiche strahlentherapeutische Möglichkeiten entwickelt.<br />
Künstliche Quellen hoher spezifischer Aktivität wie 60 Co, und 192 Ir ermöglichen in der<br />
Brachytherapie eine schonende, da direkte Bestrahlung des Tumorbettes und werden auch<br />
in der Teletherapie eingesetzt. Durch die zunehmende Verfügbarkeit von Therapiesimulatoren<br />
und Fixationsmethoden werden seit 2000 aufgrund ihrer überlegenen<br />
Eigenschaften im Hinblick auf Bestrahlungstechnik und Strahlenschutz in der Teletherapie<br />
überwiegend Linearbeschleuniger eingesetzt. Das Afterloading 6 stellt <strong>für</strong> gut zugängliche<br />
kleinvolumige Tumore eine elegante und die Gesamtbehandlungsdauer betreffend,<br />
schnellere Alternative zur Teletherapie dar (geringe NTCP). Die Funktionsweise<br />
ausgewählter Therapiegeräte ist in Anhang 2 beschrieben.<br />
Methodik der Bestrahlungsplanung<br />
Als radioonkologische Behandlungsgrundlagen sind histologische und durch<br />
Computertomographie-CT gewonnene positive karzinogene Befunde hervorzuheben.<br />
Neben den aus den Planungs-CT-Daten gewonnenen ortsabhängigen<br />
Schwächungskoeffizienten, dienen bildgebende Systeme wie MRT 7 und PET 8 zur exakten<br />
Lokalisation und Konturierung des Tumor-Zielvolumens und der gesunden<br />
strahlenempfindlichen Risikoorgane. Mit Hilfe der ICRU 9 -Volumendefinitionen, Dosis-<br />
Volumen-Histogrammen und in die Plan-CT-Schnitte projizierten Isodosenlinien, wird die<br />
Bestrahlungsplanung so gestaltet, dass dem Zielvolumen zwischen 95% und 107% der<br />
6<br />
Brachy- oder Kontakttherapie mit kleinvolumigen Quellen hoher spezifischer Aktivität<br />
7 Magnet-Resonanz-Tomographie<br />
8 Positronen-Emissions-Tomographie<br />
9 International Commission on Radiation Units and Measurement<br />
6 2010-03-08/031/EI01/2221
verordneten Therapiedosis zugeführt werden. Eingeschränkte Reparaturmechanismen von<br />
tumorösem gegenüber gesundem Gewebe ermöglichen durch die Dosiswahl im durch die<br />
Dosis-Effekt-Kurven (TCP > NTCP) begrenzten therapeutischen Fenster, eine optimale<br />
Tumorbekämpfung und eine fraktionierungsgetriggerte Normalgeweberegeneration.<br />
Nach Lokalisation der Bestrahlungsfelder am Therapiesimulator (zum Koordinatenabgleich)<br />
erfolgt die fluenzmodulierte Bestrahlung im Step-and-Shoot-Modus 10 .<br />
10 keine Bewegung der Ganrty (Tragkonstruktion des Linearbeschleunigerkopfes), der Blenden und der<br />
Lamellen während der Bestrahlung (Shoot) sondern segmentweises Anfahren (Step)<br />
7 2010-03-08/031/EI01/2221
2.2 Änderungen in der Dosimetrienorm DIN 6800-2<br />
Wenn die Kalibrierungen aller Dosimeter auf eine Primärnormalmesseinrichtung<br />
zurückführbar sind, lässt sich die mit der Darstellung der Einheit der Wasserenergiedosis<br />
verbundene Unsicherheit minimieren. Für Messgerätebetreiber ist die Anwendung des<br />
Dosismessverfahrens nach DIN 6800-2 11 gemäß dem Leitfaden zu messtechnischen<br />
Kontrollen von Medizinprodukten mit Messfunktion-LMKM seit 2002 in Deutschland<br />
verbindlich. Der in ihr beschriebene Energiebereich <strong>für</strong> Photonen erstreckt sich von<br />
0,1 MV bis 50 MV Beschleunigungsspannung und deckt sämtliche therapeutisch genutzten<br />
Strahlenqualitäten ab. Die erforderlichen Therapiedosimeter müssen der Norm IEC-60731<br />
genügen und sollen bei 60 Co kalibriert sein. Diese Kalibrierung muss auf ein Primärnormal<br />
der PTB 12 rückführbar sein. Als Ergänzung und Hilfestellung bei der Durchführung der<br />
Dosimetrie dienen die DGMP-Berichte Nr. 9-1997 13 und Nr. 15-2000 14 . AAPM TG 61 15<br />
und Teile der Normenreihe 6809 (Teil 4-1988 16 und Teil 5-1996 17 ) geben ebenfalls<br />
Empfehlungen zur klinischen Dosimetrie in der <strong>Strahlentherapie</strong> <strong>für</strong> Energien unterhalb<br />
400 kV Röhrenspannung.<br />
Im Rahmen der Anpassung an internationale Normen wurde die DIN 6800-2: 1997<br />
überarbeitet und weitgehend dem TRS 398 der IAEA angepasst (zuvor war sie an<br />
IAEA TRS 277 18 angelehnt). Die neue Norm liegt seit 2005 als Entwurf vor und gilt seit<br />
2008. Die untere Energiegrenze <strong>für</strong> Röntgenbremsstrahlung wurde von 100 kV auf 1 MV<br />
hochgesetzt, diejenige <strong>für</strong> Gammastrahlung von < 60 keV auf 60 Co geändert.<br />
Damit ergibt sich ein Methoden- und Faktendefizit <strong>für</strong> die Dosimetrie bei der Röntgen-<br />
Halbtiefen/ Oberflächen-Therapie <strong>für</strong> niedrige Röhrenspannungen sowie in der Brachytherapie<br />
<strong>für</strong> den Gammastrahler 192 Ir ( ).<br />
11 Dosimetrie hochenergetischer Photonen- und Elektronenstrahlung mit Ionisationskammern<br />
12 Physikalisch –Technische-Bundesanstalt<br />
13 Anleitung zur Dosimetrie hochenergetischer Photonenstrahlung mit Ionisationskammern<br />
14 Messverfahren und Qualitätssicherung bei Röntgentherapieanlagen mit Röhrenspannungen zwischen<br />
100 kV und 400 kV<br />
15 AAPM protocol for 40 kV–300 kV x-ray beam dosimetry in radiotherapy and radiobiology<br />
16 Anwendung von Röntgenstrahlen mit Röhrenspannungen von 10 kV bis 100 kV in der <strong>Strahlentherapie</strong><br />
und in der Weichstrahldiagnostik<br />
17 Anwendung der Röntgenstrahlen mit Röhrenspannungen von 100 kV bis 400 kV in der <strong>Strahlentherapie</strong><br />
18 Absorbed dose determination in photon and electron beams<br />
8 2010-03-08/031/EI01/2221
Der Energiebereich der weichen Röntgenstrahlung (Obergrenze 300 kV) wird von<br />
internationalen Dosimetrieprotokollen nochmal in einen mittleren (orthovoltage) und einen<br />
niedrigen Energiebereich (superficial) zerlegt. Abbildung 1 verdeutlicht, dass die IAEA<br />
(TRS-Reihe), die IPEMB 19 , die DIN und der NCS 20 Dosimetrieprotokolle <strong>für</strong><br />
unterschiedliche Energiebereiche definiert haben. Da Sie häufig im Zusammenhang mit<br />
der Halbwertdicke-HVL angegeben werden, überlappen sie sich.<br />
Abbildung 1: Energie-Geltungsbereiche der Dosimetrieprotokolle [32]<br />
Innerhalb der Protokolle wird die Wirkung der ionisierenden Strahlung 21 auf die<br />
Detektormaterialien durch Korrektionsfaktoren berücksichtigt. Sie beruhen auf<br />
makroskopischen Effekten, die durch energie- und materialspezifische mikroskopische<br />
Wechselwirkungsmechanismen hervorgerufen werden. Einen Überblick über die zur<br />
Massenschwächung und Massenbremsung führenden strahlenphysikalischen Vorgänge<br />
bietet Anhang 3.<br />
19 Institution of Physics and Engineering in Medicine and Biology<br />
20 Niederländische Ausschuss <strong>für</strong> Strahlungsdosimetrie<br />
21 Energie- bzw. Massetransport beliebiger Herkunft, ohne materiellen Träger, durch den Raum, der in der<br />
Lage ist, direkt oder über Folgeprozesse Stoffe oder Gase zu ionisieren<br />
9 2010-03-08/031/EI01/2221
2.3 Niederenergetische Streustrahlung bei der IMRT<br />
Die periphere Photonendosis wird durch einen feldgrößenabhängigen, niederenergetischen<br />
Streustrahlenbeitrag (~0,2 MeV) verursacht. Gerade bei der IMRT trägt er durch die<br />
zeitweilige Ausblendung einzelner Feldbereiche zur Dosis im Zielvolumen bei. Hier und<br />
vor allem in der Nähe der Feldränder zu Risikoorganstrukturen genügt es nicht, eine<br />
Energiewirkungs-Berichtigung durch Korrektionsfaktoren durchzuführen. Nur mit einem<br />
energieunabhängigen 2D-Messystem hoher Ortsauflösung ist es möglich, steile Gradienten<br />
und inhomogene Verteilungen der Dosis zeitgleich in einer Ebene zu detektieren und<br />
Bestrahlungspläne multiregional dosimetrisch zu verifizieren. Wegen der starken<br />
Änderung der mittleren Energie bei der IMRT, aber auch wegen der Feldgrößenabhängigkeit<br />
und dem damit verbundenen geänderten Ansprechvermögen nicht<br />
wasseräquivalenter Detektoren ist die Kenntnis der Eigenschaften im niedrigen Energiebereich<br />
auch bei Punktdetektoren sinnvoll. Gerade in der klinischen Routine erspart ein<br />
universell einsetzbarer Detektor Zeit und Kosten.<br />
Die Filmdosimetrie mit klassischen radiographischen Filmen hat den Nachteil der<br />
Energieabhängigkeit des Filmes infolge des erhöhten Ansprechvermögens bei niedrigen<br />
Energien durch die in ihm verwendeten Materialien höherer Ordnungszahl. Im Gegensatz<br />
zu konventionellen radiographischen Filmen gelten die radiochromen GafChromic-<br />
EBT-Filme als unabhängig von der Strahlenenergie (100 kV bis 6 MV) und könnten sich<br />
deshalb besser <strong>für</strong> die IMRT-Dosimetrie eignen.<br />
10 2010-03-08/031/EI01/2221
2. 4 Literatur Energieabhängigkeit<br />
Die Literatur liefert widersprüchliche Angaben zur Energieabhängigkeit der GafChromic-<br />
EBT-Filme. Die Angaben schwanken von 3% bis maximal 23%. Der Median liegt bei 5%.<br />
Folgende Übersicht stellt eine Auswahl dar<br />
<br />
<br />
<br />
<br />
<br />
<br />
<br />
Cheung [85]: 10% zwischen 50 kV und 10 MV<br />
Lynch [84]: fast energieunabhängig<br />
Rink [76]: 3% bei 75 kV bis 18 MV<br />
Buston [100]: 4% bei 50 kV bis 10 MV<br />
Schneider [91]: 6% von kV bis MV<br />
Tsao [78]: 5% von kV bis MV<br />
ISP: GafChromic-EBT-Film [83]: niedrig, nicht mehr als 5% zwischen kV- und<br />
MV-Bereich<br />
Bei gleichbleibender Energieabhängigkeit des Filmes sind geringere Änderungen<br />
wahrscheinlicher, wenn davon ausgegangen wird, dass in den meisten Fällen eine<br />
Energieunabhängigkeit des Referenzdetektors vorausgesetzt werden kann. Wenn im<br />
niedrigen Energiebereich das Ansprechvermögen eines Referenzdetektors höherer<br />
Ordnungszahl mit einem laut Massenenergieabsorbtionskoeffizienten unterbewertendem<br />
Messsystem verglichen wird, ist die Änderung des Ansprechvermögens größer, als das mit<br />
einem wasseräquivalenten (energieunabhängigen) Referenzdetektor ermittelte.<br />
Sutherland [89] demontiert den Film und untersucht ihn mit Monte-Carlo 22 . Er kommt zu<br />
dem Schluss, dass der Film eigentlich überbewerten müsste. Da dieses verhalten in<br />
praktischen Messungen nie nachgewiesen werden konnte, geht er davon aus, dass die<br />
Energieabhängigkeit sowohl von materialabhängigen als auch intrinsischen Faktoren<br />
beeinflusst wird. Demnach erzeugt die Substratschicht 23 Elektronen die in die obere und<br />
untere empfindliche Filmschicht gelangen. Andererseits werden Elektronen aus der oberen<br />
und unteren Filmschicht an ihr gestreut. Wird die Substratschicht in der Monte-Carlo-<br />
Simulation durch Wasser ersetzt, ist dieser Effekt nicht zu beobachten.<br />
22 Dosisberechnungsalgorithmus nach virtueller Simulation von Strahlenquelle und Expositionsobjekt<br />
23 Haftschicht auf die bei der Filmproduktion die radiosensitive Emulsion aufgezogen wird.<br />
11 2010-03-08/031/EI01/2221
3 Grundlagen<br />
Die Änderungen in der Dosimetrienorm DIN 6800-2: 2008, die niederenergetische<br />
Streustrahlung bei der IMRT sowie ihre mögliche Verifikation durch energieunabhängige<br />
radiochrome Filme, erfordern eine Verifikation der Messsysteme <strong>für</strong> die Dosimetrie bei der<br />
Röntgen-Halbtiefen/ Oberflächen-Therapie <strong>für</strong> Röhrenspannungen von 100 kV bis 200 kV,<br />
sowie in der Brachytherapie <strong>für</strong> Gammastrahlung der mittleren Energie von 370 keV. Dazu<br />
sollen die Verfahren der Ionisationsdosimetrie und die Dosimetrie mit radiochromen<br />
Filmen angewandt werden.<br />
3.1 Ionisationsdosimetrie<br />
In Gas- oder Festkörperdielektrika einer Kondensatoranordnung finden unter Einwirkung<br />
ionisierender Strahlung Reihen- und Volumenionisationen statt. In Abhängigkeit der<br />
Masse, der Beweglichkeit und der Geschwindigkeit der Ladungsträger, sowie<br />
Rekombinations- und Verstärkungseffekten werden Ladungen positiven und negativen<br />
Vorzeichens an den Elektroden unterschiedlichen Potentials gesammelt. Nach Verstreichen<br />
der Dauer der Sammelzeitkonstanten T S sinkt der Ionisationsstrom auf den Faktor 1/e. Ist<br />
die Zeitkonstante der Arbeitskreiskapazität T A größer als die Sammelzeitkonstante entsteht<br />
ein Spannungsimpuls, im umgekehrten Fall ein Stromimpuls (Gleichungen 1 bis 3).<br />
Gleichung 1<br />
Fall 1: überwiegende Arbeitszeitkreiskonstante ; :<br />
gilt (Spannungsimpuls) Gleichung 2<br />
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Fall 2: überwiegende Sammelzeitkonstante ; :<br />
gilt (Stromimpuls) Gleichung 3<br />
Haupt- oder Impulsverstärker verstärken das Signal eines Detektors oder eines in die<br />
Messsonde integrierten Vorverstärkers auf Pegel, die eine Weiterverarbeitung und Analyse<br />
gestatten. Sie verbessern durch Filter den Signal- Rauschabstand und erzeugen genormte<br />
Impulsformen.<br />
Ein Elektrometer versorgt die Messonde mit der nötigen Spannung. Das mikroprozessorgesteuerte<br />
Elektrometer Unidos (PTW) misst in Kombination mit Ionisationskammern als<br />
zugelassenes Referenzdosimeter in den verschiedenen „Dosis―-Messbereichen Ströme<br />
zwischen 200 fA und 1 µA mit einer Genauigkeit zwischen 1 fA und 5 pA.<br />
Mit der Grundeinteilung Gasionisationsdetektoren (Kompaktkammern, Flachkammern)<br />
Festkörperionisationsdetektoren und Sperrschichtionisationsdetektoren liefert Anhang 4<br />
alle nötigen Informationen zu den verwendeten Ionisationsdetektoren (Wirkungsweise und<br />
Parameter).<br />
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3.2 Dosisermittlung mit der Sondenmethode<br />
Als Alternative zu Frei-Luft-Messungen, bei denen die Dosisgröße (Begriff - siehe Anhang<br />
5) in Abwesenheit des Mediums frei Luft gemessen und mit material- und<br />
sondenspezifischen Umrechnungsfaktoren auf die Dosis im Phantom geschlossen wird,<br />
kann mit der Sonde im Phantom die Dosis im Sondenmaterial bestimmt und mit dem<br />
Verhältnis der Massenenergieabsorbtionskoeffizienten (bzw. der Massenbremsvermögen<br />
bei Elektronendosimetrie) <strong>für</strong> Gewebe und Sondenmaterial die Dosis im Gewebe bestimmt<br />
werden (Sondenmethode).<br />
Entsprechend der Energiebilanz (Gleichung 4) können zwei idealisierte Grenzbedingungen,<br />
das Sekundärelektronengleichgewicht-SEG und die Bragg-Gray-Bedingung<br />
definiert werden, bei denen Gleichgewichts- bzw. Hohlraumsonden arbeiten [7; 8; 11].<br />
Idealerweise darf bei der Sondenmethode das zu untersuchende Strahlenfeld durch die<br />
Sonde nicht verändert werden. Unter den Prämissen<br />
<br />
<br />
<br />
<br />
Rückwirkungsfreiheit der Sonde auf das Strahlenfeld,<br />
dosisproportionale Anzeige,<br />
energieunabhängige Umrechnungsfaktoren der D Sonde auf die D Gewebe und<br />
Feldgrößenunabhängigkeit<br />
kann über den Anzeigewert des Strahlungsdetektors die Expositionsdosis (X=dQ/ dm L )<br />
und daraus D Sonde ermittelt werden. Die auf das Detektormedium übertragene Energie E<br />
wird von der Sondengeometrie bestimmt.<br />
Herrscht zwischen der durch jede Art von Elektronen in das Sondenvolumen hinein<br />
transportierten und durch Elektronen hinaus transportierten Energie ein Gleichgewicht, so<br />
hängt die Dosis ausschließlich von der Photonenenergie ab.<br />
Damit zur Photonendosimetrie (reines Photonenfeld) keine Sekundärelektronen ins<br />
Kammerinnere gelangen und alle in der Kammer durch Photonen gebildeten<br />
Sekundärelektronen ihre Energie in der Kammer deponieren, muss die Wandstärke und der<br />
Durchmesser der Kammer größer als die Reichweite der Sekundärelektronen sein. Obwohl<br />
Rückwirkungsfreiheit streng genommen eine dem bestrahlten Material wirkungsäquivalente<br />
Detektorhülle und ein wechselwirkungsäquivalentes Messvolumen bedeutet,<br />
was auch den Feldhomogenitätsforderungen des Fanotheorems entspricht, genügt es, wenn<br />
die Energie der im Messvolumen gebildeten und in der Kammerwand verschwindenden<br />
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Sekundärelektronen derjenigen aus der Wand in das Messvolumen eintretenden<br />
Sekundärelektronen entspricht (Sekundärelektronengleichgewicht-SEG) und ein<br />
Kammerdurchmesser größer als die mittlere freie Weglänge gewählt wird. Damit ergibt<br />
sich:<br />
Gleichung 4<br />
Die einzelnen Energietherme haben folgende Bedeutung:<br />
und Gleichung 5<br />
Summe der durch die Quanten in die Sonde hinein transportierten Energie<br />
Summe der durch die Quanten aus der Sonde heraus transportierten Energie<br />
Summe der kinetischen Energien aller in der Sonde erzeugten Sekundärelektronen die die Sonde<br />
verlassen<br />
Summe der kinetischen Energien aller in der Sonde erzeugten Sekundärelektronen die die Sonde<br />
trotz Sekundärelektronengleichgewichtsbedingungen verlassen<br />
Summe der kinetischen Energien aller Sekundärelektronen aus der Umgebung die aus der Sonde<br />
hinein transportiert werden<br />
Summe der kinetischen Energien aller Sekundärelektronen aus der Umgebung die in die Sonde trotz<br />
Sekundärelektronengleichgewichtsbedingungen hinein transportiert werden<br />
Summe der kinetischen Energien aller Sekundärelektronen aus der Umgebung die aus der Sonde<br />
heraus transportiert werden<br />
Summe der kinetischen Energien der in der Sonde erzeugten Deltaelektronen, welche die Sonde<br />
verlassen<br />
Summe der kinetischen Energien der in der Sonde erzeugten Deltaelektronen, welche die Sonde<br />
trotz Bragg- Gray-Bedingungen verlassen<br />
Summe der kinetischen Energien der Deltaelektronen aus der Umgebung die in die Sonde hinein<br />
transportiert werden<br />
Summe der kinetischen Energien der Deltaelektronen aus der Umgebung die in die Sonde strotz<br />
Bragg- Gray-Bedingungen hinein transportiert werden<br />
Summe der kinetischen Energien der Deltaelektronen aus der Umgebung die aus der Sonde heraus<br />
transportiert werden<br />
Wenn Sondeninneres und -wand äquivalente Wechselwirkungseigenschaften und folgende<br />
Geometrie haben: R e < d Kammer < 1/µ und R e < d Wand (Reichweite der Sekundärelektronen<br />
R e ; mittlere freie Weglänge 1/µ; Wandstärke d Wand ), werden die Beiträge der Energiebilanz<br />
einzeln oder in ihrer Summe zu null (Gleichung 5) und die Messung erfolgt praktisch im<br />
Feld der Sekundärelektronen.<br />
Die einfallenden Photonen erzeugen nach vorn gestreute Sekundärelektronen. Beim<br />
Sekundärelektronengleichgewicht wird in jedem Masseelement so viel kinetische Energie<br />
15 2010-03-08/031/EI01/2221
erzeugt, wie durch Stöße der in Bewegung gesetzten Elektronen an das umgebende<br />
Material abgegeben wird. Die Eindringtiefe bis zu der ein Aufbaueffekt stattfindet,<br />
entspricht der Reichweite der Sekundärelektronen. Da die Photonen einer Schwächung in<br />
der Tiefe ausgesetzt sind, wird die absorbierte Dosis stets einen etwas größeren Wert<br />
aufweisen als die Kerma (Anhang 5; Quasigleichgewicht). Die energieabhängige<br />
Verschiebung des Dosismaximums bei höheren Energien wird durch die höhere<br />
Sekundärelektronenenergie und ihrer damit verbundenen höheren Reichweite verursacht.<br />
Dass die Dosis direkt an der Oberfläche bereits etwa 40% des Dosimaximums und nicht<br />
den Wert 0 besitzt, liegt an der Elektronen-Streustrahlung des Strahlerkopfes. Abbildung 2<br />
illustriert die Bedingungen des SEG und das Verhältnis der<br />
Massenernergieabsorbtionskoeffizienten A(E).<br />
Gleichung 6<br />
Abbildung 2: Sekundärelektronengleichgewicht und A(E); Durch eine entsprechende Wandstärke<br />
sind die Energiebeiträge, der von außen in den Messraum gelangenden Sekundärelektronen<br />
vernachlässigbar klein gegenüber, denen die im Messraum erzeugt worden sind. Im großen<br />
Messvolumen herrscht Sekundärelektronengleichgewicht. A(E) ist stark energieabhängig<br />
Mit Bragg-Gray Sonden soll der Effekt unterschiedlicher Elektronenfluenzen im Detektor<br />
und umgebenden Medium weitgehend unterdrückt werden.<br />
Um im Elektronenfeld nur die Elektronen zu messen, die von außen in die Sonde gelangen<br />
und nicht jene, die in ihr gebildet werden, muss der Kammerdurchmesser kleiner als die<br />
Reichweite der in der Sonde erzeugten Sekundärelektronen sein. Deltaelektronen müssen<br />
durch eine entsprechende Kammerwandstärke abgeschirmt werden. Da die im<br />
Kammerinneren an Deltaelektronen abgegebene Energie nicht verloren geht, und laut<br />
Bragg-Gray Bedingung keine Photonenwechselwirkungen stattfinden sollen, wird ein<br />
16 2010-03-08/031/EI01/2221
Kammerdurchmesser größer der Deltaelektronenreichweite und viel kleiner als die mittlere<br />
freie Weglänge der Photonen gewählt. Der Bragg-Gray-Bedingung liegt also das<br />
Verhältnis des mittleren Massenstoßbremsvermögens (S col /) zu Grunde. Durch geeignetes<br />
Wandmaterial zur Flussanpassung kann ein Gleichgewicht zwischen den in der<br />
Kammerwand erzeugten, in das Sondeninnere eindringenden und den in der Sonde<br />
erzeugten, in der Kammerwand verschwindenden Sekundärelektronen geschaffen werden<br />
(Deltaelektronengleichgewicht). Somit ergibt sich:<br />
und Gleichung 7<br />
Wenn Sondeninneres und -wand äquivalente Wechselwirkungseigenschaften und folgende<br />
Geometrie haben: R < d Kammer < R e ; d Kammer
gleichgewichts oder als Bragg-Gray Sonde zur Photonen oder Elektronendosimetrie<br />
genutzt werden.<br />
18 2010-03-08/031/EI01/2221
3.3 Korrektionsfaktoren<br />
Der unter 3.2 beschriebene Weg wird jedoch nur in Eich- und Kalibrierlaboratotrien<br />
beschritten. Die in der <strong>Strahlentherapie</strong> verwendeten Ionisationsdosimeter sind durch ein<br />
Kalibrierlabor bereits vermessen worden. Über die Temperaturänderung (0,24 mK/ Gy),<br />
die spezifische Wärmekapazität, Korrekturfaktoren <strong>für</strong> Radiolyseeffekte und<br />
Wärmeleitung kann über gasthermometrische Verfahren kalorimetrisch der Energieeintrag<br />
ermittelt werden und eine Kalibrierung stattfinden.<br />
Um die individuellen Messbedingungen auf die Bezugsbedingungen anzupassen, ist der<br />
Ablesewert des Anzeigegerätes zusätzlich zu korrigieren. Die Wasserenergiedosis<br />
(Photonenstrahlung) am effektiven Messort-P eff bei Abwesenheit der Kammer ergibt sich<br />
aus der nullkorrigierten Anzeige ( ), dem individuellen Wasserenergiedosis-<br />
Referenzstrahlungskalibrierfaktor ( und dem Produkt der Korrektionsfaktoren [18;<br />
19; 20; 24].<br />
Gleichung 9<br />
Die Faktoren k Q (Photonenstrahlung) bzw. k E (Elektronenstrahlung) beschreiben die<br />
Abhängigkeit des Ansprechvermögens der Ionisationskammer von der Strahlenqualität.<br />
Die übrigen Faktoren gelten sowohl bei Elektronen- als auch Photonenstrahlung.<br />
k Q,E<br />
- <strong>für</strong> die Strahlenqualität berücksichtigt Änderungen der makroskopischen<br />
Wechselwirkungen beim Übergang von Wasser zu Luft und die detektorspezifischen<br />
Feldstörungskorrektionsfaktoren: den Kammerwand-, Fluenz-(Luftkavität) und<br />
Mittelelektrodenstörungsfaktor.<br />
Gleichung10<br />
k ρ - korrigiert den schwankenden Einfluss von Lufttemperatur und Luftdruck und muss vor<br />
jeder Messung bestimmt werden. Wegen konstanter Atomzahl n im luftoffenen<br />
Kammervolumen unter Kalibrier- (n 0 ) und Messbedingungen (n 1 ) kann über die<br />
Gasgleichung (<br />
) der Einfluss von Luftdruck und Temperatur berechnet<br />
werden.<br />
19 2010-03-08/031/EI01/2221
Gleichung 11<br />
k r - korrigiert die unterschiedliche Positionierung der Kompaktkammern bei der<br />
Kalibrierung und Messung. Auch praktisch kann dieser Einfluss durch eine veränderte<br />
Positionierung behoben werden (Flachkammern: Innenseite Eintrittsfenster, Oberkante<br />
Luftvolumen; Kompaktkammern: Verschiebung der Sonde um den halben Innenradius in<br />
Richtung Strahleneintritt).<br />
k S - korrigiert Rekombinationsprozesse im Messvolumen die gerade bei gepulsten und<br />
hohen Dosisleistungen auftreten. (Dosis pro Beschleunigerpuls in mGy, Elektrodenabstand<br />
in mm, Kammerspannung in V)<br />
Gleichung 12<br />
k p – korrigiert das veränderte Ansprechvermögen infolge der unterschiedlichen Polarität<br />
der angelegten Kammerspannung (M2 – entgegengesetzte Polarität der üblicherweise<br />
benutzten).<br />
Gleichung 13<br />
20 2010-03-08/031/EI01/2221
3.4 Dosimetrie mit radiochromen Filmen<br />
Das statische Verhalten eines bildgebenden Systems (orts- und zeitunabhängige Signale)<br />
kann wie in Abbildung 4 ersichtlich, durch verschiedene Kennlinientypen beschrieben<br />
werden [1; 4; 14].<br />
Ausgang a<br />
Typ 3 (mit Dunkelanteil)<br />
Typ 1 (globale Linearität)<br />
a 0<br />
Typ 2 (mit Schwellenverhalten)<br />
e S<br />
Eingang e<br />
Abbildung 4: Kennlinientypen, statisches Verhalten<br />
Der Kontrastübertragungsfaktor als Verhältnis von Eingangskontrast zu Ausgangskontrast,<br />
ist bei linearem Verhalten (Kennlinien-Typ 1), wie es bei Leuchtstoffen anzutreffen ist,<br />
gleich 1. Wird der Eingangskontrast nur verstärkt, ist er größer 1 (Kennlinien-Typ 2).<br />
Durch thermisches Rauschen oder den innerer und äußeren lichtelektrischen Effekt<br />
verursacht, gibt es einen Kennlinien-Typ mit Dunkelanteil (Kennlinien-Typ 3). Der<br />
Kontrastübertragungsfaktor ist hier kleiner 1.<br />
Beim Kontrast handelt es sich um das Verhältnis von Bildsignal-Amplitude zu Bildsignal-<br />
Mittelwert. Zwei Vertreter <strong>für</strong> den Kennlinien-Typ 3 sind radiografische und radiochrome<br />
Filme. Die Belichtung eines fotografischen Filmes mit sichtbarem Licht entspricht<br />
Kennlinientyp 2.<br />
Von der Bestrahlung bis zur fertigen Entwicklung laufen im radiografischen und<br />
radiochromen Film unterschiedliche Prozesse ab.<br />
Die strahlenempfindliche Silberbromidschicht des radiographischen Filmes wandelt sich<br />
beim Ionisationsvorgang (entsprechend der Massenenergieabsorption bei niedriger Energie<br />
verstärkt) in Brom und Silber um. Auf der noch lichtempfindlichen Schicht entsteht ein<br />
noch nicht sichtbares, zu 95% vom Fluoreszenzlicht der Verstärkerfolien hervorgerufenes,<br />
latentes Strahlenmuster. Nach der chemischen Verstärkung (10 12 ) werden bei der Fixation<br />
die restlichen, noch lichtempfindlichen Silberbromidmoleküle chemisch aus der Schicht<br />
21 2010-03-08/031/EI01/2221
entfernt. Zur Archivierung wird der restliche Entwickler wieder ausgewaschen und der<br />
Film getrocknet.<br />
In wasserhaltigen radiochromen Filmen werden bei der Bestrahlung in der Substratschicht<br />
zunächst freie Initiatorradikale erzeugt, welche die Polymere brechen. In einer<br />
Wachstumsreaktion lagern sich ständig Monomere an, deren Konzentration zu Ungunsten<br />
der Geschwindigkeit stark abnimmt. Die langsame Erstarrung des Reaktionsgemisches<br />
wird an einer geringeren Änderung der Optischen Dichte über die Zeit sichtbar. Ein Vorteil<br />
ist der Verzicht auf die aufwändige nass-chemische Entwicklung.<br />
Wird ein Sekundärelektron in der Emulsion gebildet und dort auch absorbiert, so wirkt die<br />
Emulsion als Photonendetektor und ihr Ansprechvermögen wird durch die<br />
Massenschwächung bestimmt. Stammt das Sekundärelektron aber aus einem anderen<br />
Material und durchläuft die Emulsionsschicht aufgrund seiner großen Reichweite praktisch<br />
unbeeinflusst. So wirkt die Emulsion als Elektronendetektor und ihr Ansprechvermögen<br />
wird durch das Massenbremsvermögen bestimmt. Dazwischen gibt es einen<br />
Übergangsbereich.<br />
Da eine Lichtintensität durch den Film exponentiell geschwächt wird, errechnet sich die<br />
Optische Dichte OD durch Logarithmieren und erhält so eine Messgröße, die der<br />
Korngröße N (radiographischer Film) bzw. der Farbreaktion (radiochromer Film) direkt<br />
proportional ist.<br />
Allgemein üblich ist die Subtraktion des Schleierwertes OD bckg (background) von der<br />
Gesamtdichte OD. Daraus ergibt sich die Nettodichte netOD (net optical density). Der<br />
Pixel-Value PV ist der transmittierte Lichteintrag auf ein CCD 24 nach Schwächung durch<br />
eine Filmschicht und ein Maß <strong>für</strong> den Grauwert.<br />
Gleichung 14<br />
Je größer PV exp wird, desto geringer wird die Intensität (densitometrisches<br />
Eingangssignal).<br />
24 Charge-Coupled-Device (ladungsgekoppeltes Bauelement)<br />
22 2010-03-08/031/EI01/2221
Gleichung 15<br />
Obwohl die optische Dichte keine Einheit besitzt, wird oft von Absorbance-Units-AU<br />
gesprochen. In der älteren deutschen Literatur wird die OD als Schwärzung-S bezeichnet<br />
(nach DIN 4512, Blatt 3: diffuse visuelle optische Dichte durchlässiger streuender<br />
Schichten). Die Abhängigkeit der OD oder netOD von der Dosis wird Schwärzungskurve<br />
genannt. Charakteristisch <strong>für</strong> die Empfindlichkeit eines Filmmaterials ist die zur netOD=1<br />
führende Dosis.<br />
Eigenschaften des GafChromic-EBT-Films<br />
Folgende Gesichtspunkte zum Messystem radiochromer GafChromic-EBT-Film werden in<br />
Anhang 6 näher erläutert: Geschichte; Kalibrierung; Zusammensetzung und<br />
Filmhomogenität; chemische Reaktion; Lichtempfindlichkeit; Schwarzschildeffekt;<br />
Bestrahlungswinkel; Einfluss von Temperatur und Feuchtigkeit; Energieabhängigkeit und<br />
Scannersystem (technische Parameter des Scanners EPSON-Perfection-V700,<br />
Scanhomogenität und Polarisationseffekte; Filmorientierung sowie Scan-Software und –<br />
Parameter). In Anlehnung an die dort dargestellten Filmeigenschaften müssen aufgrund der<br />
an den unterschiedlichen Einrichtungen verfügbaren Methoden bestimmte Parameter<br />
erneut verifiziert werden. Sie helfen folgende Fragestellungen überflüssig zu machen.<br />
<br />
Film<br />
Wie lang ist die optimale Entwicklungszeit und besteht die Möglichkeit den Film auch bei<br />
Auswertung unmittelbar nach der Bestrahlung <strong>für</strong> die Real-time-Dosimetrie einzusetzen?<br />
Kann trotz wechselnder Produktionschargen immer von einem Produkt mit gleichen<br />
Eigenschaften ausgegangen werden oder muss infolge leicht veränderter chemischer<br />
Zusammensetzung eine andere Energieabhängigkeit berücksichtigt werden? Wie wirken<br />
sich Tageslicht und das UV-Licht der Scannerlampe auf den Film aus? Kann bei einer<br />
protrahierten/ fraktionierten Exposition der Schwarzschildeffekt nachgewiesen werden?<br />
Wie verhält sich der Film gegenüber Umwelteinflüssen wie Feuchtigkeit, Hitze, knicken,<br />
biegen, schneiden, beschriften und mechanischer Beschädigung der Oberfläche? Ist die<br />
mögliche Energieabhängigkeit <strong>für</strong> alle Dosisstufen gleich (wenn der Film bei höheren<br />
23 2010-03-08/031/EI01/2221
Dosen in den erstarrten Zustand übergeht, müssten die Wirkungsquerschnitte größer<br />
werden und er bewegt sich bei Unterbewertung - so die Prognose der Massenenergieabsorbtionskoeffizienten<br />
- wieder mehr in Richtung Wasser-Massenschwächung, wodurch<br />
die Energieabhängigkeit sinkt)?<br />
<br />
Scanner<br />
Der Vor- oder Nachteil der Auswertung mit einem handelsüblichen Flachbettscanner wird<br />
im Wesentlichen von der Güte des Scannersystems bestimmt. Ist diese beim Einsatz des<br />
vom Hersteller empfohlenen Epson-Perfection-V700 als Bestandteil des radiochromen<br />
Messystems vertretbar? Gibt es einen Langzeitdrift und Polarisationsartefakte. Welche<br />
Scansoftware-Parameter eignen sich <strong>für</strong> die Routinemessungen und kann durch eine best-,<br />
worst- und average - Fallanalyse der Bereich der Messungenauigkeiten definiert werden?<br />
24 2010-03-08/031/EI01/2221
3.5 Energieabhängigkeit<br />
Nicht wasseräquivalente Detektoren haben im niedrigen Energiebereich ein geändertes<br />
Ansprechvermögen.<br />
Die Energie- bzw. Teilchenflussdichte kann bei der Materialwechselwirkung durch<br />
Energieumwandlungskoeffizienten in eine Dosis übersetzt werden.<br />
bzw. Gleichung 16<br />
Die Massenschwächung und -bremsung sind neben Ordnungszahl, Dichte und<br />
Materialstärke von der Energie abhängig. Durch die zunehmende Wechselwirkung mit der<br />
Atomhülle ist dies bei höheren Energien erneut zu beobachten. So steigt durch Photo- und<br />
Comptoneffekt ( 1 MV) verursacht auch<br />
die relative biologische Wirksamkeit <strong>für</strong> Gewebematerial.<br />
Den Herstellern ist das Verhalten der Detektormaterialien bekannt und wird durch<br />
Einschränkung des energetischen Einsatzbereiches berücksichtigt.<br />
Die Energieabhängigkeit radiographischer Filme wird dadurch weiter kompliziert, dass die<br />
Reichweite der Sekundärelektronen von niederenergetischen Röntgenstrahlen <strong>für</strong> Gewebe<br />
in der Größenordnung 10 µm liegt, was vergleichbar mit einer typischen Korngröße ist und<br />
woraus eine Abhängigkeit der Dosisantwort von der Korngröße und Kornverteilung<br />
resultieren könnte.<br />
Es ist jedoch auch zu bemerken, dass sich der Energieverlust <strong>für</strong> radiochromes<br />
Filmmaterial bzw. die tatsächliche Schwächung <strong>für</strong> die Filmstärke durch<br />
Massenschwächung und Massenbremsung auch im niedrigen Energiebereich unter 1%<br />
bewegt und somit vernachlässigbar ist.<br />
Gerade bei niederenergetischen Spektren ist die Strahlaufhärtung mit der Eindringtiefe zu<br />
beobachten. Die Abbildungen 5 und 6 verdeutlichen die <strong>für</strong> die Energieabhängigkeit<br />
verantwortlichen makroskopischen Effekte.<br />
25 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 5: oben: Anteile der mikroskopischen Effekte; unten: Halbwertschichtdicke HVL in<br />
Abhängigkeit der Energie <strong>für</strong> verschiedene Materialien (Legende:Ordnungszahl, Material, Dichte<br />
in g/ cm³)<br />
26 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 6: oben: Energieabsorbtion radiochromer und radiographischer Filmmaterialien;<br />
unten: Schwächung radiochromer Film in Abhängigkeit der Energie<br />
27 2010-03-08/031/EI01/2221
4 Präzisierung der Aufgabenstellung<br />
Aus den theoretischen Betrachtungen resultierend, ergeben sich wesentliche<br />
Fragestellungen, die im Rahmen dieser Arbeit näher untersucht werden sollen.<br />
<br />
<br />
<br />
<br />
<br />
<br />
<br />
Wie lässt sich die Energieabhängigkeit der einzelnen Detektoren theoretisch<br />
quantifizieren?<br />
Über die Ermittlung welcher Parameter können die Spektren der Röntgenanlage der<br />
192 Ir-Brachytherapiequelle und der 60 Co-Anlagenquelle beschrieben werden?<br />
Wie können mit einem einfachen Monte-Carlo-Programm Aussagen zur<br />
Energieabhängigkeit verschiedener Detektorsysteme getroffen werden?<br />
Welche Eigenschaften des GafChromic-EBT-Filmes müssen berücksichtigt<br />
werden, um in Verbindung mit seiner Ausleseeinheit von einer korrekten<br />
Anwendung dieses Messsystems sprechen zu können?<br />
Wie lässt sich die Wirkung der Filterung der unterschiedlichen Strahlenqualitäten<br />
auf dosisratenabhängige Festkörperinisationsdetektoren quantifizieren?<br />
Wie wirken sich Strahlenqualitäten auf den Verlauf der Wassertiefendosiskurven<br />
aus und welche Aussagen können daraus <strong>für</strong> die Energieabhängigkeit der<br />
Detektoren gewonnen werden?<br />
Wie ist die Energieabhängigkeit des GafChromic-Filmes und der Detektoren PTW-<br />
Farmerkammer 30012, PTW-Semiflex-Schlauchkammer 31013, PTW-PinPoint-<br />
Kammer 30015, IBA-Ionisationskammer IC 04, PTW-Markuskammer 23343,<br />
PTW-Rooskammer 34001, PTW-Diamantdetektor 60003 und PTW-<br />
Dosimetriediode 60008 zu beurteilen?<br />
28 2010-03-08/031/EI01/2221
5 Lösung der Aufgabenstellung<br />
Die <strong>für</strong> die klinische Dosimetrie wichtige Beurteilung der Energieabhängigkeit in<br />
Strahlenfeldern unterschiedlicher spektraler Zusammensetzung, soll aufbauend auf den<br />
Kenntnissen über<br />
<br />
<br />
<br />
<br />
den Grundlagen der medizinischen Strahlenphysik,<br />
die vorhandene Strahlungsmesstechnik,<br />
die Technik der <strong>Strahlentherapie</strong> und<br />
radiochrome Filme<br />
unter Beachtung der im Punkt 4 genannten präzisen Aufgabenstellung mit folgenden<br />
Methoden vorgenommen werden.<br />
<br />
<br />
<br />
<br />
<br />
<br />
Ermittlung des Röntgenspektrums<br />
Monte-Carlo-Untersuchungen<br />
Untersuchung spezieller Eigenschaften des GafChromic-EBT-Filmes<br />
Untersuchung spezieller Ionisationsdetektoreigenschaften<br />
Messungen im Wasserphantom und<br />
Ermittlung des relativen Ansprechvermögens im niedrigen Energiebereich<br />
5.1 Ermittlung der Spektren<br />
Die erste verfügbare Strahlenqualität im niedrigen Energiebereich ist die des 192 Ir. Die in<br />
der Literatur verfügbaren Spektren <strong>für</strong> dieses Radionuklid unterscheiden sich in der Anzahl<br />
der Stützstellen und im Vorhandensein niedriger spektraler Anteile. Das zur Quell-Kapsel-<br />
Konfiguration des Brachytheraphie Afterloaders GammamedPlus-Xi, passende aus der<br />
Literatur stammende Spektrum wurde als Grundlage <strong>für</strong> spätere Monte-Carlo-Simulationen<br />
sowie <strong>für</strong> die Ermittlung der mittleren Energie verwendet.<br />
Die energetischen Stützstellen bei 200 kV, 150 kV und 100 kV wurden durch<br />
Transmissionsmessungen im Strahlenfeld der Röntgentiefentherapieanlage Hille TH200<br />
29 2010-03-08/031/EI01/2221
(Hille X-Ray) ermittelt. Röntgenspektren können sich durch Alterungserscheinungen der<br />
Röhre verändern. Wegen der Aufrauhung der Anodenoberfläche muss die Eigenfilterung<br />
berücksichtigt werden. Der Versuchsaufbau <strong>für</strong> die Transmissionsmessungen wurde nach<br />
DIN-Vorgaben gestaltet (siehe Abbildung 7).<br />
Abbildung 7: Versuchsaufbau zur Durchführung der Transmissionsmessungen; Um die<br />
Bedingung des Nadelstrahls zu realisieren, wurde eine 8 cm starke Bleiblende mit einer<br />
zylindrischen Kavität von d=2 cm verwendet. Durch Lotung konnte der Detektormittelpunkt exakt<br />
in der Mitte des ihn vollständig abdeckenden Feldes positioniert werden.<br />
Die durch Transmission in Al (99,8%) und Cu (99,2%) bestimmten Halbwertdicken<br />
wurden berechneten Halbwertdicken zum Vergleich gegenübergestellt.<br />
30 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 8: oben: berechnete Halbwertdicken (Vergleich Pb-Absorber); unten: und gemessene<br />
Transmissionskurven (Al und Cu)<br />
Verglichen wurde mit<br />
<br />
<br />
Literaturangaben der Halbwertdicken <strong>für</strong> bestimmte Therapiestrahlenqualitäten,<br />
aus tabellierter Massenschwächung bestimmter effektiver Energien, selbst<br />
berechneten Halbwertdicken und<br />
durch das Programm PTB – VBK 294 25 unter Angabe bestimmter Therapieanlagenparameter<br />
und unter Angabe des Schwächungsmaterials ermittelten<br />
Halbwertdicken.<br />
Stimmen die Parameter 1. und 2. Halbwertdicke und mittlere Energie mit denen aus den<br />
Tranmissionsmessungen ermittelten überein, soll davon ausgegangen werden, dass die<br />
Spektren die mit dem Programm der PTW ermittelt wurden, den Spektren entsprechen, die<br />
mit entsprechender Messtechnik (HPGe-Detektor) oder rechnerisch aus aufwändigeren<br />
Transmissionsmessungen ermittelt werden können. Diese Spektren stehen dann auch<br />
stellvertretend <strong>für</strong> Theraphiestrahlenqualitäten bestimmter Betriebsspannung und werden<br />
25 Unter Verwendung realer gefilterter und ungefilterter und nach der bayes‘schen Methode entfalteter<br />
Spektralserien (High Purity-Germanium-Detetektor), können durch nachträgliche numerische Integration<br />
beliebige Filter zuverlässig zur Erzeugung verschiedener numerischer Röntgenspektren dienen.<br />
31 2010-03-08/031/EI01/2221
ebenfalls als Eingangsspektren <strong>für</strong> noch folgende Monte-Carlo-Simulationen genutzt. Im<br />
Rahmen dieser Untersuchungen wurden <strong>für</strong> die an der Röntgenanlage verfügbaren<br />
Spannungen (auch kleiner 100 kV) die Spektren sämtlicher genutzter<br />
Absorberschichtdicken ermittelt (Abbildung 9).<br />
20 kV 30 kV 40 kV<br />
50 kV 75 kV 100 kV<br />
125 kV 150 kV 200 kV<br />
Abbildung 9: Spektren <strong>für</strong> Absorberschichtdicken der verschiedenen Energien; Die Strahlaufhärtung<br />
wird gut sichtbar (li). Die zusammengesetzte Darstellung der Spektren verschiedener<br />
Energie (re) verdeutlicht die Einflüsse der zur Hautschonung beitragenden Filterung<br />
(Intensitätsvarianz) bei den verschiedenen Energien. Auch die <strong>für</strong> Wolfram charakteristischen<br />
Spitzen (K 1 = 59,32 keV, K 2 = 52,98 keV, K 1 = 67,2 keV, K 2 = 69,1 kV) sind erkennbar.<br />
Die messtechnisch ermittelten Halbwertdicken liegen im Toleranzbereich der in der<br />
Literatur <strong>für</strong> die entsprechenden Therapiestrahlenqualitäten gemachten Angaben. Jedoch<br />
fällt sowohl <strong>für</strong> die Halbwertdicken, als auch <strong>für</strong> die mittleren Energien auf, dass diese<br />
leicht erhöht sind (Abbildung 10), was auf beginnende Abnutzungserscheinungen der<br />
Anode hindeutet (Aufhärtung durch Anodenselbstabsorbtion). Als Konsequenz und im<br />
Hinblick auf die späteren Monte-Carlo-Untersuchungen (zur Röntgenanlage passende<br />
Eingangsspektren), wurden die mit dem PTB-Programm ermittelten Spektren mit einer<br />
simulierten zusätzlichen Al-Schicht so angepasst, dass die Al-Halbwertdicke und die<br />
mittlere Energie der gemessenen entsprachen. Die Abweichungen bei der Halbwertdicke<br />
Cu-150 kV kommen durch die begrenzte Anzahl an Absorberdickenabstufungen <strong>für</strong> Cu<br />
und die damit verbundene schlechte Interpolationsmöglichkeit zustande und demonstrieren<br />
den Sinn des Gebrauchs von Al als Niedrigenergieabsorber.<br />
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HVL in mm bzw.<br />
mittlere E in kV<br />
max. Energie in kV<br />
Abbildung 10: Vergleich der Halbwertdicken-HVL und mittleren Energien (Beschleunigungsspannungen:<br />
20 kV; 30 kV; 40 kV; 50 kV; 100 kV; 125 kV; 150 kV und 200 kV)<br />
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5.2 Monte-Carlo-Untersuchungen<br />
Die Monte-Carlo-Simulation soll in dieser Arbeit zur Abschätzung der Energieabhängigkeit<br />
der verschiedenen Detektormaterialien dienen.<br />
5.2.1 Definition<br />
Bei der Monte-Carlo-Rechnung (MC) wird auf Grundlage der Ergebnisse häufig<br />
durchgeführter Zufallsexperimente mit Hilfe der Wahrscheinlichkeitstheorie ein analytisch<br />
nur aufwändig lösbares Problem im mathematischen Kontext numerisch gelöst. Die Quantität<br />
der auftretenden energieabhängigen strahlenphysikalischen Wechselwirkungseffekte<br />
wird unter Zuhilfenahme implementierter, in Programmbibliotheken hinterlegter Wahrscheinlichkeitsverteilungsfunktionen<br />
(Präprozessoren) und Wirkungsquerschnitten durch<br />
Zufallsalgorithmen bestimmt. Elektronen- und Photonentransport werden dabei getrennt<br />
betrachtet [104].<br />
MC-Programme wurden ursprünglich <strong>für</strong> die Erfordernisse der Hochenergiephysik<br />
implementiert. Mit der Entwicklung von EGS4 26 mit den Anzeigemöglichkeiten „dose to<br />
medium― und „dose to water― wurden sie auch <strong>für</strong> die medizinische Strahlenphysik<br />
nutzbar. Als Maß <strong>für</strong> die Integraldosis dient die im Raum ermittelte relative,<br />
materialspezifische deponierte Energie vordefinierter Quellen. Um die hohen Rechenzeiten<br />
zu verringern, aber dennoch eine bestimmte Genauigkeit bzw. trotz gleicher Rechenzeit<br />
eine geringere statistische Unsicherheit zu gewährleisten, werden<br />
Varianzreduktionsverfahren angewendet.<br />
Beim Condensed-History-Verfahren werden die Wechselwirkungsschritte unterteilt in<br />
hard- und soft collisions zu einem gemeinsamen Schritt zusammengefasst. Über die<br />
Parameter AE und AP wird festgelegt, bis zu welcher Energie noch Deltaelektronen oder<br />
Bremsstrahlungsphotonen erzeugt werden. Oberhalb dieser finden direkte<br />
Wechselwirkungen statt. Unterhalb erfolgt die Zusammenfassung zu einem Condensed-<br />
History-Schritt.<br />
Das Schema in Abbildung 11 demonstriert die Arbeitsweise des PRESTA 27 -Algoritmus.<br />
Eine aus dem Schwächungsgesetz resultierende Wahrscheinlichkeitsverteilung dient der<br />
26 Electron-Gamma-Shower: Programm <strong>für</strong> Monte-Carlo berechnete Elektronen- und Photonentransportsimulationen<br />
27 Parameter-Reduced-Electron-Step-Algorithm<br />
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Ermittlung der Distanz bis zur nächsten Wechselwirkung. Über den jeweiligen<br />
differentiellen Wirkungsquerschnitt werden die Richtung und die Energie des Teilchens<br />
geändert.<br />
Die Rechenzeit T ist proportional der Anzahl der simulierten Teilchenschicksale N (T~N)<br />
und die Varianz ² der zu bestimmenden Größe ist ihnen reziprok (² ~1/N). Für die<br />
Halbierung der statistischen Unsicherheit muss die Anzahl der Teilchenschicksale<br />
vervierfacht werden. Damit ergibt sich die Effizienz zu .<br />
Abbildung 11: Energietransportalgorithmus<br />
Beim hier verwendeten Programm EGS-Ray wird ebenfalls der EGS4-Code umgesetzt.<br />
Sämtliche erforderlichen Mediendaten werden ihm entnommen. Das zu simulierende<br />
Problem wird mit Hilfe von Scriptdaten formuliert, welche es erlauben komplexe<br />
Geometrien zu entwerfen.<br />
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5.2.2 Statistik<br />
Die statistische Natur von Monte-Carlo-Ereignissen erfordert gerade bei einer Verifikation<br />
der peripheren Dosis (geringe Wechselwirkungswahrscheinlichkeit) eine hohe Anzahl an<br />
Teilchengeschichten. Erst wenn die Poissonverteilung gaußförmig angenähert werden<br />
kann, können zuverlässige statistische Aussagen zur berechneten relativen Dosis getroffen<br />
werden (Abbildung 12).<br />
Abbildung 12: oben: Voxel-zu-Voxel-Abweichungen der relativen Dosis nach Abstand zur<br />
Feldmitte aufgetragen(<strong>für</strong> 250 000, 1 000 000 und 5 000 000 Histories); unten: Histogramme mit<br />
Dosisklassen (li: rel. Dosis im Nutzstrahlenfeld; re: rel. Dosis im Streustrahlenfeld)<br />
36 2010-03-08/031/EI01/2221
5.2.3 Energieverteilung innerhalb und außerhalb des<br />
Nutzstrahlenfeldes<br />
Bei der praktischen Dosimetrie können verschiedene Effekte niederenergetischer<br />
Feldanteile beobachtet werden. Mit steigender Feldgröße werden die niederenergetischen<br />
Streustrahlungsanteile der peripheren Feldbereiche mit detektiert. Der Outputfaktor eines<br />
nicht wasseräquivalenten Detektors steigt durch die erhöhte Massenschwächung des<br />
niederenergetischen Photonenflusses bei Materialien höherer Ordnungszahl. Die<br />
diesbezüglich zu hoch interpretierte Dosis muss feldgrößenkorrigiert werden. Bei sehr<br />
kleinen, stereotaktisch 28 applizierten Feldern muss der erhöhte Outputfaktor infolge des<br />
lateralen Sekundärelektronen-Ungleichgewichts ebenfalls berücksichtigt werden.<br />
Die Streustrahlenbeiträge großer Felder (>10 x 10 cm²) verursachen eine mit der Tiefe<br />
zunehmend niederenergetischere Penumbra 29 (mit sinkender Energie steigt der Winkel der<br />
Streustrahlung). Oberflächennahe niederenergetische Streustrahlenbeiträge entstammen<br />
daher größeren Tiefen. Sie werden von dort in die entgegengesetzte Richtung gelenkt. Die<br />
Strahlerkopfstreustrahlung bewirkt, dass in einiger Entfernung zum Feld wieder<br />
höherenergetische Anteile anzutreffen sind. Die dortigen Dosisbeiträge sind allerdings<br />
vernachlässigbar. Abbildung 12 illustriert, wie in der Tiefe entstandene Streustrahlungsbeiträge<br />
auch an der Oberfläche niederenergetische Dosisspitzen liefern können.<br />
Abbildung 13: durch Streustrahlung (200 kV) verursachte Dosisspitzen an der Oberfläche bei<br />
schräg einfallendem 60 Co-Nadelstrahl (li: Profil; re: Draufsicht)<br />
Abbildung 14 stellt die Energieverteilungen der Standardfeldgröße (10 x10 cm²) und<br />
großer Feldgrößen gegenüber.<br />
28 griech.: stereós (hart, starr) und táxis (Anordnung, Einrichtung)<br />
29 Diese Bezeichnung des Dosishalbschattenbereiches hat medizinischen Ursprung und leitet sich aus der<br />
unmittelbar an eine zentrale Nekrosezone angrenzenden Übergangsbereich der noch überlebensfähige<br />
Zellen besitzt, ab.<br />
37 2010-03-08/031/EI01/2221
Wassertiefe in cm<br />
E in MV<br />
Abbildung 14: MV-Energieschema- 60 Co; Niederenergetische Streustrahlenbeiträge verursachen<br />
bei großen Feldern einen Dosisanstieg in der Tiefe (oben 10 x 10 cm²; unten 40 x 40 cm²). Die<br />
mittlere Energie nimmt im Bereich der peripheren Dosis mit dem Abstand vom Zentralstrahl ab<br />
und mit der Wassertiefe zu.<br />
Mit Hilfe von Monte-Carlo-Ergebnissen hoher Güte können durch den Vergleich des<br />
Dosenverhältnisses Nutzstrahl/ niederenergetisches Plateau (Streustrahlenfeld), und die<br />
Kenntnis der dort herrschenden mittleren Energien, ebenfalls praktische Messungen an den<br />
durch MC-Simulation vorgegebenen Messorten durchgeführt und durch den Vergleich der<br />
o.g. Dosenverhältnisse (real/ simuliert) eine Energiekorrektur vorgenommen werden. Auf<br />
die Notwendigkeit extrem langer Simulations- und praktischer Messzeiten im<br />
Streustrahlenfeld (und damit verbundenen Messunsicherheiten) soll explizit hingewiesen<br />
werden.<br />
Spektrale Veränderungen<br />
Um die Veränderungen des Röntgenspektrums in 1 cm und 5 cm PMMA 30 -Tiefe zu<br />
charakterisieren, wurden Monte-Carlo Simulationen durchgeführt. Es wurde festgestellt,<br />
dass bei Energien 100 kV ist in 5 cm Tiefe weichere Strahlung als in 1 cm Tiefe<br />
anzutreffen (Abbildung 15).<br />
30 Polymethylmethacrylat (Acrylglas oder Plexiglas): synthetischer, thermoplastischer Kunststoff<br />
38 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 15: Spektrale Verschiebung zwischen 1cm und 5 cm PMMA-Tiefe (100 kV; 200 kV)<br />
Bei 100 kV müsste demnach in 1 cm und 5 cm die gleiche Energieabhängigkeit der<br />
Detektorantwort feststellbar sein. Für 200 kV müsste in 5 cm PMMA-Tiefe (niedrigere<br />
Energie) eine Erhöhung der Detektorantwort gemessen werden.<br />
5.2.4 Simulationen zur Energieabhängigkeit bestimmter<br />
Detektormaterialien<br />
Das detektorspezifische Luftkerma- Ansprechvermögen R wird aus absorbierter Energie<br />
im Hohlraum und der Kerma am Ort des Kammerbezugspunktes bestimmt (R=deponierte<br />
Energie/ Kerma). Die so ermittelte Reaktion des Detektors ist direktproportional zum<br />
messtechnisch ermittelten Ansprechvermögen.<br />
Quellenmodellierung<br />
Für die Untersuchungen im 60 Co-Strahlenfeld wurden zusätzlich neben den charakteristischen<br />
Spektrallinien die Quellenkonfiguration und Teile des Strahlerkopfes, welche die<br />
niederenergetischen Anteile des Nutzstrahlenfeldes verursachen, nachmodeliert. Die realen und<br />
auch simulierten Abstände der Detektoren zur PMMA-Phantomoberfläche betrugen <strong>für</strong>: 60 Co:<br />
100 cm; 192 I: 5,5 cm; Röntgenröhrenbetriebsspannungen: 200 kV bis 100 kV: 55 cm und<br />
Röntgenröhrenbetriebsspannungen 50 kV bis 20 kV: 25 cm.<br />
39 2010-03-08/031/EI01/2221
Simulation<br />
Zur Überprüfung des relativen Ansprechvermögens bestimmter typischer<br />
Detektormaterialien wurden der Kammergröße äquivalente Volumenelemente definiert<br />
und entsprechend den realen Messbedingungen bestrahlt. Bei der Modellierung von<br />
Kompaktkammern ist besonderes Augenmerk auf die Dimensionierung der Mittelelektrode<br />
zu legen. Kleine geometrische Variationen rufen starke Veränderungen des<br />
niederenergetischen Ansprechvermögens hervor. Jede Simulation wurde mit gleich vielen<br />
Histories gestartet. Die dabei erhaltene relative virtuelle Dosis sinkt bis knapp unter<br />
100 kV und steigt bei niedrigen Energien wieder an, da die<br />
Wechselwirkungswahrscheinlichkeit aufgrund der geringen Reichweite größer ist<br />
(Abbildung 16).<br />
Die im Kammervolumen deponierte relative Dosis und die, unter Berücksichtigung der<br />
Messortverschiebung an der gleichen Stelle ermittelte relative Wasserenergiedosis werden<br />
auf 60 Co und die relative Dosis in Wasser normiert.<br />
Normierung auf 60 Co-Strahlung in Wasser<br />
Durch die konstante Anzahl der Histories (mindenstens 10 7 ) wird bei Verwendung der<br />
Referenzstrahlenqualität<br />
60 Co-Gammastrahlung allein durch die Verwendung<br />
unterschiedlicher Detektormaterialien ein Unterschied in der relativen Dosis sichtbar.<br />
Durch einen Korrekturfaktor werden die bei 60 Co ermittelten relativen Dosen der einzelnen<br />
Detrektormaterialien auf die relative Dosis des Wassers normiert. Für jeden einzelnen<br />
Detektor wird dieser bei 60 Co ermittelte Faktor bei jeder Energie auf die dort ermittelte<br />
Dosis aufgeschlagen.<br />
Normierung auf die relative Wasserenergiedosis<br />
Das Ansprechvermögen wird bei der jeweiligen Energie nach D rel Detektor zu D rel Wasser<br />
ermittelt. Für die Verifikation praktischer Messungen mit mehreren Detektoren genügt die<br />
Simulation eines Detektors. Die Korrektur seines realen Vorbildes ermöglicht, die wahre<br />
Dosis abzuschätzen. Dieses Vorgehen führt zu den in Abbildung16 dargestellten<br />
Ergebnissen.<br />
40 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung16: Schritte zur Ermittlung der Energieabhängigkeit: oben oben: ursprüngliche<br />
relative Dosis, oben unten: Co-Normierung; unten: Wassernormierung<br />
Abbildung 17 vergleicht die Simulationsergebnisse zusätzlich an der Oberfläche (0 cm<br />
Tiefe) und in 10 cm Tiefe einzeln.<br />
41 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 17: Vergleich der Simulationsergebnisse einzeln und <strong>für</strong> die Detektormaterialien<br />
(Steel: PTW-PinPoint-Kammer 30015; 170C: PTW-Diamantdetektor 60 003; Al: PTW-Semiflex-<br />
Kammer 31010; Si:IBA- SCX_WH-PFD-Diode)<br />
Da die PTW-PinPoint-Kammer 30015 (Stahlelektrode) um statistische Schwankungen<br />
geringer zu halten, etwas größer als in Wirklichkeit modelliert wurde, sinkt die Dosis<br />
(vollständige Absorbtion) des Materials mit der größten Ordnungszahl zuerst. Die Kammer<br />
besitzt aber in der Praxis noch eine Kammerwand. Diese trägt zusätzlich zur Schwächung<br />
bei und ist die Ursache, warum das Ansprechvermögen der Nichtstahl-Materialien später<br />
sinkt.<br />
42 2010-03-08/031/EI01/2221
Detektorantwort<br />
Mit der Darstellung D H2O =f(E) erklären sich die Verläufe bei Energien unterhalb des<br />
maximalen Ansprechvermögens.<br />
Bei diesen niedrigen Energien tritt der Effekt der Tiefenschwächung besonders zu Tage<br />
(Abbildung 17). Der Photoeffekt spielt gerade bei höheren Ordnungszahlen die tragende<br />
Rolle -> (Photo-) Elektronen haben eine höhere Streudichte als Comptonphotonen<br />
(Verluste an deponierter Energie). Bei 60 Co ist die Dosis bei 0 cm PMMA geringer als bei<br />
0,5 cm PMMA (Aufbaueffekt höherer Energien).<br />
Werden große und kleine PMMA-Phantome benutzt, kann festgestellt werden, dass beim<br />
großen Phantom die Dosis bei niedrigen Energien durch Streustrahlung erhöht ist<br />
(Abbildung 18). Wird auf 60 Co normiert, ist diese Erhöhung nur noch bei der PTW-<br />
PinPoint-Kammer 30015 vorhanden, die insbesondere niederenergetische Streustrahlung<br />
aufgrund der Schwächung überbewertet.<br />
Abbildung 18: Dosisvergleich großes /kleines Phantom (von unten nach oben: Gafchromic-EBT-<br />
Film;PTW Semiflex-Kammer 31013, PTW-PinPoint-Kammer 30015)<br />
43 2010-03-08/031/EI01/2221
5.3 Untersuchung spezieller Eigenschaften des GafChromic-EBT-<br />
Filmes<br />
Zusammensetzung/ chemische Reaktion<br />
Radiochrome Filme regieren nach Strahleneinwirung mit einen Farbumschlag [67; 69; 70;<br />
80; 91]. Die neue empfindlichere Emulsion des GafChromic-EBT-Filmes ermöglicht eine<br />
schnelle Reifung und die Dosimetrie in energetisch unterschiedlich zusammengesetzten<br />
Feldern. Die Filme werden von einer 97 µm dünnen transparenten PE-Schicht vor<br />
Umwelteinflüssen geschützt. Die nach Strahleneinwirkung stattfindende<br />
Polymerisiationsreaktion bildet Kettenstrukturen, die eine bläuliche Veränderung seiner<br />
Optischen Dichte hervorrufen. Nach Aufnahme einer Kalibrierkurve kann jeder Film der<br />
Packung bestrahlt und ordnungsgemäß ausgewertet werden. Da jede neue Packung<br />
fertigungsbedingt Filme mit unterschiedlichen Grundschleier beinhaltet und jeder Film<br />
eigene Inhomogenitäten besitzt, wird eine individuelle Nullwert Korrektion empfohlen.<br />
Abbildung19 stellt den Film als Informationsträger der zweidimensionalen IMRT-<br />
Feldverteilung dar.<br />
Abbildung19: Gafchromic-EBT-Film zur Verifikation von IMRT-Feldern<br />
Im Zusammenhang mit der chemischen Reaktion lassen sich bestimmte Filmeigenschaften<br />
beschreiben. Von besonderem Interesse ist die Entwicklung der Schwärzung nach der<br />
Bestrahlung. Der Nenndosisbereich wird mit 0,01 Gy bis 8 Gy angegeben. Bei 10 Gy<br />
Kalibrierdosis traten deutliche Sättigungserscheinungen in Form nahezu konstanter<br />
Schwärzung auf. Abbildung 20 zeigt die Schwärzungsentwicklung nach der Bestrahlung<br />
<strong>für</strong> 0,1 Gy, 1 Gy und 2 Gy. Nach 2 h tritt eine Sättigung ein. Die Entwicklung der<br />
optischen Dichte ist dosisstufenabhängig.<br />
44 2010-03-08/031/EI01/2221
PixelValue<br />
0,1 Gy 1 Gy 2Gy<br />
t in h<br />
Abbildung 20: Nachdunklung: Pixelvalue nach Zeit <strong>für</strong> 0,1 Gy, 1 Gy und 2Gy<br />
Das Scannerlicht bewirkt ebenfalls eine Nachdunklung. Gerade am unbestrahlten Film ist<br />
diese deutlich erkennbar. Abbildung 21 lässt gleichzeitig die von den Scanpausenzeiten<br />
unbeeinflusste Filmreaktion erkennen.<br />
Abbildung 21: Scannerlichtschwärzung nach Zeit und gleiche Datenwerte nach Scanzahl<br />
aufgetragen.<br />
Die Wirkung des Scannerlichts ändert sich mit dem Bestrahlungsniveau. In Abbildung 22<br />
ist die prozentuale Änderung der optischen Dichte nach etwa 100 Scans als<br />
Interpolationsfunktionsfunktion der Dosis aufgetragen. Die Unempfindlichkeit des<br />
Nullfilms (fehlende Initialisierung der Reaktion) taucht erst bei Dosen oberhalb von 2 Gy<br />
wieder auf, sobald die Reaktion einen erstarrten Zustand erreicht hat. Alle Scans wurden 1<br />
Tag nach der Bestrahlung durchgeführt.<br />
45 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 22: Änderung der optischen Dichte durch Scans nach Dosisniveau<br />
Beim Studium der Literatur fällt auf, dass die zusammensetzungsbedingte Variation des<br />
Ansprechvermögens in unterschiedlichen Energiebereichen mit der Wahl der Dosisstufen<br />
korreliert. Eigene Messungen bestätigen diesen Schluss. Wird die Messzeit <strong>für</strong> die<br />
Schwärzungsdosis von 10 Gy halbiert oder durch 10 geteilt, lassen sich aus den dann<br />
ermittelten Filmschwärzungen nur Dosen
Filmspektrum<br />
Die Absorbtionsspitze des GafChromic-EBT befindet sich bei 635 nm. Entsprechend der<br />
Lage der Spitze steigt die Empfindlichkeit wenn der Film im Farbkanal höherer<br />
Wellenlänge ausgewertet wird (blau -> grün-> rot). Bei gleicher Gewichtung aller drei<br />
Kanäle ergibt sich wie erwartet, eine etwa dem Grünkanal entsprechende Empfindlichkeit<br />
(weiß). Die Orientierung der nadelförmigen Polymerstrukturen parallel zur<br />
Filmaufzugsrichtung hinterlässt ihre Wirkung in der orientierungsbedingen Polarisation<br />
des Scannerlichtes. Die Umkehr im Blaukanal deutet sich bereits im Grünkanal an<br />
(Abbildung 24).<br />
landscape/ portrait<br />
Abbildung 24: Orientierungseffekte<br />
Schwarzschildeffekt<br />
Die <strong>für</strong> radiographische Filme bekannte Abhängigkeit von der Dosisleistung, in der<br />
Photographie auch als Schwarzschildeffekt 32 bekannt, wurde bei<br />
60 Co bei<br />
unterschiedlichen Abständen mit der PTW-Semiflex-Kammer 31013 verifiziert. Die<br />
Abweichung der Pixelvalue betrug bei der Auswertung der Filme nach 24 h 0,3%, was im<br />
32 Die gleiche Dosis verursacht beim Protrahieren eine geringere Schwärzung.<br />
47 2010-03-08/031/EI01/2221
Bereich der Messunsicherheit liegt und keinen Hinweis auf eine<br />
Dosisleistungsabhängigkeit liefert. Die Ionisationskammer hat bei 0,21 Gy/ min bis 1,21<br />
Gy/ min eine mittlere Abweichung von 0,5% (Dosisleistungsunabhängigkeit von 0,01 Gy/<br />
min bis 2,5 Gy/ min).<br />
Einfluss von Temperatur und Feuchtigkeit<br />
Bei Temperaturen über 60 °C kommt es in Folge thermischer Filmreaktionen zu einer<br />
elastischen Antiparallelität der Polymerstrukturen, die das kurzwellige Farbspektrum<br />
absorbieren. So reagiert der Film bei Überbrühung binnen Sekunden mit einem reversiblen<br />
rot durchscheinenden Farbumschlag. Die Rotintensität entspricht der jeweiligen<br />
vorbestrahlungsabhängigen Optischen Dichte.<br />
Durch den Wasserkontakt kam es zu Diffusionserscheinungen am Filmrand. Je stärker die<br />
Vorbestrahlung, desto geringer war die Eindringtiefe.<br />
Experimente, bei denen der Film in Folie eingeschweißt oder die Ränder mit Klebestreifen<br />
abgeklebt wurden, bestätigen im Vergleich zum ungeschützten Film auch nach bis zu 14-<br />
tägiger Wässerung eine wasserdichte PE-Schutzschicht und dass auch mit ungeschütztem<br />
Film mehrere Stunden im Wasser gearbeitet werden kann. Die milchige Verfärbung an den<br />
Diffusionsstellen bewirkt im Scanner-Durchlichtbetrieb eine höhere Filmantwort. Selbige<br />
milchig weiße Verfärbung kommt beim Knicken des Filmes zu Stande. Die Emulsion ist<br />
mit ihrem hohen Gelatineanteil hygroskopisch. Bei allen Messungen konnte in der<br />
Filmmitte eine unveränderte optische Dichte festgestellt werden.<br />
Scanner<br />
Im Zusammenhang mit dem Scanner Epson Perfection V700 sind neben<br />
filmorientierungsabhängigen Polarisationseffekten auch die gerätebedingten<br />
Polarisationserscheinungen zu nennen [73]. Die Scanfeldinhomogenität von links nach<br />
rechts ist auf die Streuung der Lampe zurückzuführen und steigt mit der Filmschwärzung<br />
(Abbildung 25).<br />
Bei großen Filmgrößen (> 10 x 10 cm²) ist eine dosisabhängige Korrektur, die von der<br />
Position des Pixels auf dem Scanner abhängt, erforderlich (Korrektionsmatrix).<br />
48 2010-03-08/031/EI01/2221
Scanrichtung in mm<br />
Scanrichtung<br />
Scanrichtung<br />
Lampenachse in mm<br />
Abbildung 25: Scanfeldinhomogenität; re: Normierung auf maximale Pixelvalue<br />
Eine Abhängigkeit der Schwärzung von der Filmgröße und Scanauflösung konnte nicht<br />
festgestellt werden.<br />
49 2010-03-08/031/EI01/2221
5.4 Untersuchung spezieller Ionisationsdetektoreigenschaften<br />
Voraussetzung <strong>für</strong> den Gebrauch von Ionisationsdetektoren ist die Kenntnis ihrer<br />
Eigenschaften. Im Zweifelsfall müssen diese ermittelt und wenn nötig, korrigiert werden.<br />
Dies gilt insbesondere <strong>für</strong> Messungen außerhalb des vom Hersteller angegebenen<br />
modellspezifischen Anwendungsbereichs.<br />
Sowohl PTW-Farmer-Kammern <strong>für</strong> Festkörperphantome als auch PTW-Semiflex-<br />
Kammern <strong>für</strong> Wasserphantome (Wasserenergiedosiskonzept) haben Al-Mittelelektroden,<br />
aus denen Elektronen herausgeschlagen werden. Dies verursacht ein leicht erhöhtes<br />
Ansprechvermögen. Die dadurch bedingte leichte Energieabhängigkeit des<br />
Ansprechvermögens im niedrigen Energiebereich wird von PTW-PinPoint-Kammern (alter<br />
Typ mit Stahlinnenelektrode) noch weit übertroffen. Grund ist die Stahlinnenelektrode,<br />
welche den Detektor trotz des kleinen Kammervolumens (hervorragende Ortsauflösung<br />
zum Einsatz bei kleinen IMRT-Feldern und am Feldrand) empfindlich machen soll. Als<br />
Referenz bei verschiedenen Strahlenenergien eignet sich die IBA-Ionisationskammer<br />
CC04 (Shonka) durch ihr luftäquivalentes Elektrodenmaterial am besten. Alle diese<br />
zylindrischen Kompaktkammern werden ausschließlich <strong>für</strong> die Photonendosimetrie<br />
eingesetzt.<br />
Für besonders niederenergetische Photonenstrahlung und Elektronenstrahlung eignen sich<br />
Parallelplatten-Flachkammern. Die dazu zählende, ebenfalls hoch ortsauflösende PTW-<br />
Markus-Kammer 23343 musste wegen schlechter Schirmung gegen Seitwärtsstreuung<br />
durch die PTW-Roos-Kammer 34001 mit breiterem Schutzringdesign ersetzt werden. Die<br />
kompakte Bauweise, die Gewebeäquivalenz und die geringe Ionisationsarbeit zeichnen den<br />
bekanntesten Festkörperionisationsdetektor (schnellerer Ladungstransport als im Gas),<br />
den kostspieligen, dosisleistungsabhängigen und vorzubestrahlenden (Auffüllen von<br />
Störstellen-Traps) PTW-Diamantdetektor 60012 aus. Eine ebenso empfindliche Alternative<br />
stellt die ebenfalls vorzubestrahlende und dosisleistungsabhängige PTW-Diode 60012, ein<br />
Sperrschichtionisationsdetektor, dar. Die Wolframkapselung der IBA SCX-WH-PFD-<br />
Diode, gegen die Überbewertung niederenergetischer Streuphotonen, erzeugt wiederum<br />
Sekundärelektronen, welche das empfindliche Messvolumen trotzdem erreichen. Die<br />
technischen Parameter aller Detektoren sind Anhang 4 zu entnehmen.<br />
50 2010-03-08/031/EI01/2221
Folgende Eigenschaften können unterschieden werden: Feldgrößenabhängigkeit (auch<br />
Streustrahlung und Leckströme vom Kammerstiel); Energieabhängigkeit; Ortsauflösung<br />
und Volumeneffekt (Beurteilung Tiefendosisverteilung, Profilmessungen);<br />
Richtungsabhängigkeit; Anlaufverhalten; Verhalten bei Variation der Kammerspannung;<br />
Dosisleistungsabhängigkeit, -linearität und Langzeitstabilität (Alterung);<br />
Polarisationseffekt und Exemplarstreuung.<br />
Abbildung 26: Detektoren im Röntgenbild: von links: PTW-Semiflex-Kammer 31013, IBA-<br />
Ionisationskammer CC (Shonka,) PTW PinPoint-Kammer 30015,PTW-Diamant-Detektor 60003<br />
Gasionisationsdetektoren müssen außerdem vor jeder tageszeitlichen Messung hinsichtlich<br />
Luftdruck, Temperatur und Luftfeuchte korrigiert werden.<br />
In Abbildung 27 sind verschiedene Detektormaterialien dargestellt. Auch anhand der<br />
Ordnungszahl kann die aus der Energieabsorbtion abgeleitete Massenschwächung<br />
abgeschätzt werden.<br />
51 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 27: Gegenüberstellung der Detektormaterialien nach Dichte und effektiver<br />
Ordnungszahl<br />
Viele o.g. Eigenschaften ändern sich im normalen Betriebsfall nicht. Neben der Korrektur<br />
von Druck und Temperatur bei Gasionisationsdetektoren und der immer zu empfehlenden<br />
Vorbestrahlung, sollten die verschiedenen Dosisleistungen an Röntgentiefenanlage, 192 I-<br />
Brachytherapiequelle und 60 Co-Anlage <strong>für</strong> Diamantdetektor und Diode korrigiert werden.<br />
Dosisleistungsabhängigkeit<br />
Mit einer dosisleistungsunabhängigen Schlauchkammer (Herstellerangaben und<br />
Verifikation durch Beleg des Abstandquadratgesetzes) und den zu verifizierenden<br />
Messinstrumenten PTW-Diamant-Detektor 60003 und IBA SCX_WH-PFD-Diode wurden<br />
an der 60 Co-Anlage über unterschiedliche Abstände die Dosisleistungen durch die aus den<br />
bisherigen Messungen (IBA-Ionisationskammer CC04 –Shonka) bei den unterschiedlichen<br />
Strahlenqualitäten abgeschätzten Dosisleistungen reproduziert. Aus den so ermittelten<br />
Fehlern wurden die Korrekturfaktoren erstellt. Abbildung 28 informiert am Beispiel PTW-<br />
Diamant-Detektor 60003 über die nötigen Schritte.<br />
52 2010-03-08/031/EI01/2221
1 2<br />
3 4<br />
Abbildung 28: Schritte zur Dosisleistungskorrektur: (1) Dosisleistungsabschätzung aus bisherigen<br />
Messungen als f(E); (2) Reproduktion durch Variation der SSD am Co-60-Gerät; (3)<br />
Fehlerermittlung durch Vergleich mit Schlauchkammerreferenz; (4) Berichtigung durch<br />
Korrektionsfaktor.<br />
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5.5 Messungen im Wasserphantom<br />
In der dosimetrischen Routine und der Qualitätssicherung kann zwischen 3<br />
Phantommaterialien gewählt werden: Wasser, wasseräquivalentes<br />
Festkörperphantommaterial RW3 (rigid water) und PMMA 33 . Letzteres muss <strong>für</strong> den<br />
Vergleich mit Wasser bezüglich der Messstiefe korrigiert werden.<br />
Im Wasserphantom wurden mit der PTW-Markus-Kammer 23342, der PTW-Roos-<br />
Kammer 34001, der PTW-Semiflex-Kammer 31013 und dem GafChromic-EBT-Film<br />
Tiefendosiskurven bei folgenden Feldgrößen und Spannungen aufgenommen: 6x8 cm²<br />
(150 kV); 10x15 cm² (100 kV, 150 KV und 200 kV) sowie 20x15 cm² (200kV).<br />
In Abbildung 29 sind die durch Monte-Carlo-Simulationen erhaltenen Tiefemdosisverläufe<br />
zu sehen. Die Kurvenverläufe werden mit zunehmender Röhrenspannung und Feldgröße<br />
flacher (<strong>für</strong> 100 kV und 200 kV sind zusätzlich die Feldgrößen 6x8 cm² und 10x15 cm²<br />
dargestellt). Zusätzliche niederenergetische Dosisbeiträge in der Tiefe verursachen bei<br />
steigenden Feldgrößen einen Anstieg der relativen Tiefendosis und somit ebenfalls eine<br />
flacher werdende Tiefendosiskurve.<br />
Abbildung 29: Tiefendosiskurven mit Monte-Carlo-Simulation (Energie in kV_ Fläche in cm²)<br />
Die real gemessenen Kurven sind in Abbildung 30 im Vergleich dargestellt. Auch hier sind<br />
mit zunehmender Spannung und Feldgröße steigende Kurvenverläufe zu beobachten. Die<br />
oberste der Kurven stellt in allen Fällen das Verhalten der PTW-Semiflex-Kammer 31013<br />
dar, eine Bestätigung <strong>für</strong> die Vermutung einer Überbewertung durch die Al-<br />
Mittelelektrode infolge des erhöhten Wirkungsquerschnittes des Materials höherer<br />
33 Polymethylmethacrylat, auch Acrylglas oder Plexiglas<br />
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Ordnungszahl <strong>für</strong> niederenergetische Photonenstrahlung. PTW-Markus-Kammern 23343<br />
und PTW-Roos-Kammern 34001 liegen fast aufeinander. Mit steigender Feldgröße scheint<br />
sich ihr Abstand voneinander zu vergrößern. Da die PTW-Roos-Kammer 34001 besser<br />
gegen Seitwärtsstreuung geschützt ist, liegt sie oberhalb der PTW-Markus-Kammer 23343.<br />
In Anbetracht des dünneren Eintrittsfensters wird bei der Markuskammer ein geringerer<br />
Bremsstrahlungsverlust verursacht.<br />
Semiflex<br />
Markus<br />
Roos<br />
Semiflex<br />
Roos<br />
Markus<br />
Semiflex<br />
Roos<br />
Markus<br />
Semiflex<br />
Roos<br />
Markus<br />
Semiflex<br />
Markus=Roos<br />
Abbildung 30: Vergleich der Tiefendosisverläufe fü rPTW-Markus-Kammer 31013, PTW-Roos-<br />
Kammer34001 und PTW-Semiflex-Kammer 31013<br />
Werden die Tiefendosisverläufe <strong>für</strong> jeden der Detektoren einzeln betrachtet (Abbildung 31<br />
oben), fällt neben ihrer Ähnlichkeit der Unterschied im relativen Ansprechvermögen auf,<br />
welches, wie mit Monte-Carlo vorhergesagt, stark feldgrößenabhängig ist.<br />
Die Verläufe von Film und Monte-Carlo (Röhrenspannung 200 kV) zeigen <strong>für</strong> sich<br />
betrachtet, dass der Film unterbewertet.<br />
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Roos (150 kV)<br />
Semiflex (150 kV)<br />
Markus (150 kV)<br />
EBT (200 kV)<br />
MC (200 kV)<br />
Abbildung 31: Oben: PTW-Markus-Kammer 23343, PTW-Roos-Kammer 34001 und PTW-<br />
Semiflex-Kammer 31013 einzeln betrachtet (Kurve 150_20x15 befindet sicht direkt auf<br />
200_10x15; Spannung in kV_ Fläche in cm²); unten: Vergleich GafChromi-EBT-Film und MC<br />
(200 kV)<br />
Um die Verläufe der Tiefendosiskurve in einem Wert zu fassen, kann das Dosisverhältnis<br />
zweier Phantomtiefen eingeführt werden. Je steiler die Tiefendosiskurve, desto höher wird<br />
Q. Abbildung 32 zeigt abermals, dass PTW-Markus-Kammer 23343 und PTW-Roos-<br />
Kammer 34001 etwa gleichauf liegen, und die PTW-Semiflex-Kammer 31013 die Dosis<br />
am meisten überbewertet. Durch die Korrelation von Q und der Steigung der<br />
Tiefendosiskurven kann es als zuverlässiges Maß <strong>für</strong> die Abschätzung der<br />
Energieabhängigkeit dienen. Über den Vergleich von aus Monte-Carlo-Simulationen<br />
ermittelten Q und aus der realen Messung mit dem zu untersuchenden Detektor ermittelten<br />
Q, kann die Energieabhängigkeit abgeschätzt werden.<br />
56 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 32: Dosis-Tiefenverhältnis Q zweier Phantomtiefen <strong>für</strong> PTW-Markus-Kammer 23343,<br />
PTW-Rooskammer 34001, PTW-Semiflex-Kammer 31013 (alles 150 kV) und Monte-Carlo<br />
(200 kV)<br />
57 2010-03-08/031/EI01/2221
5.6 Ermittlung des relativen Ansprechvermögens im niedrigen<br />
Energiebereich<br />
5.6.1 Definition des relativen Ansprechvermögens<br />
Das relative Ansprechvermögen (die Dosisempfindlichkeit) ergibt sich aus dem Messwert<br />
M THX bei der zu untersuchenden Therapie-Strahlenqualität (TH X ) und der<br />
Referenzstrahlenqualität 60 Co oder 6 MV.<br />
R= M THX /M Co-60 bzw. R= M THX /M 6 MV Gleichung 17<br />
5.6.2 Durchführung<br />
Alle Detektoren müssen exakt die gleiche Dosis erhalten. Daher muss bei der<br />
Positionierung auf die detektorspezifische Verschiebung des effektiven Messortes geachtet<br />
werden.<br />
60 Co-Anlage und Röntgentiefentherapieanlage<br />
Alle Messungen wurden im 30 x 30 cm² PMMA-Phantom durchgeführt. Die effektiven<br />
Messorte der Detektoren wurden auf 1 cm und 5 cm PMMA Tiefe festgelegt. Die<br />
vorbestrahlten sowie luftdruck- und temperaturkorrigierten Detektoren wurden<br />
nulleffektkorrigiert. Alle Detektoren wurden bei der jeweiligen Strahlenqualität mit<br />
gleichen Quell-Oberflächen-Abstand SSD (aufgrund der Messortverschiebung<br />
unterschiedliche Quell-Detektor-Abstände-SDD) mit Dosen zwischen 1 Gy und 2 Gy<br />
bestrahlt. Besonders bei niedrigeren Energien liegt der gewählte Messort (5 cm und 1 cm<br />
Phantomtiefe) im Gebiet steiler Dosisgradienten. Dort kann eine minimale strahlaxiale<br />
Verschiebung des Messortes in Richtung Strahlungsquelle als erhöhtes Ansprechvermögen<br />
fehlinterpretiert werden.<br />
192 Ir Afterloader-Quelle<br />
Für die 192 Ir-Brachytherapiequelle wurde der Applikatorschlauch an eine 0,5 cm starke<br />
PMMA-Phantomplatte geklebt. Durch Verschieben dieser Platte auf dem 30x30 cm²<br />
PMMA-Phantom (Abbildung 33) konnte durch die sich in 5 cm und 1 cm Tiefe<br />
58 2010-03-08/031/EI01/2221
efindlichen Detektoren jeweils das Dosismaximum ermittelt werden. Das<br />
Nutzstrahlenfeld der Brachytherapiequelle besitzt einen hohen Dosisgradienten. Besonders<br />
hier ist die Beachtung der effektiven Messortverschiebung wichtig.<br />
Abbildung 33: Versuchsaufbau 192 Ir-Afterloaderquelle<br />
5.6.3 Auswertung<br />
Die Ergebnisse in 5 cm und 1 cm PMMA-Tiefe sind in Abbildung 34 zusammengetragen.<br />
Das Transmissionsverhältnis Q 5 cm/ 1 cm spiegelt den Anstieg der TDK wieder (flache Kurve<br />
-> großes Q). Die Normierung <strong>für</strong> 5 cm PMMA-Tiefe erfolgte bei 60 Co 5 cm. Die<br />
Nomierung auf 1 cm erfolgte bei 60 Co 1 cm. Die Berechnung Q 5 cm/1 cm erfolgte anhand der<br />
unnormierten absoluten Werte. Die angegebenen Röhgrenspannungen entsprechen<br />
mittleren Energien von 106,83 keV (TH 200); 69,16 keV (TH 150) und 52,45 keV (TH<br />
100).<br />
59 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 34 oben: Q-Faktoren; unten: Ansprechvermögen in 5 cm und 1 cm PMMA-Tiefe<br />
Sowohl in 5 cm Tiefe als auch in 1 cm Tiefe herrschen ähnliche Verhältnisse. Die höchste<br />
Überbewertung zeigt die PTW-PinPoint-Kammer-30015, gefolgt von der IBA SCX_WH-<br />
PFD-Diode, danach liegen die PTW-Semiflex-Kammer-31013, die IBA-<br />
Ionisationskammer CC04 (Shonka) und die PTW-Farmer-Kammer-30012 etwa gleichauf.<br />
Mit sinkendem Ansprechvermögen schießen auch der PTW-Diamant-Detektor-60003, die<br />
PTW-Roos-Kammer-34001, der GafChromic-EBT-Film und die PTW-Markus-Kammer-<br />
23343 an.<br />
60 2010-03-08/031/EI01/2221
Bei der Energieproportionalität der Q-Faktoren fällt auf, dass die Werte bei 150 kV und<br />
200 kV eng beieinanderliegen, was anhand der Tiefendosisverläufe und dem Hintergrund<br />
steigender Massenschwächungskoeffizienten nachvollziehbar ist.<br />
Um den Einfluss von Wand und Elektrodenmaterial näher zu untersuchen, wurde mit<br />
Monte-Carlo je eine Schicht des entsprechenden Materials in der Realität entsprechenden<br />
Stärke modelliert. Vor und hinter diesen Schichten wurde die Strahlenenergie bestimmt<br />
und die Photonen- und Elektronenanzahl gemessen. Die Absorption durch die Schicht und<br />
andere strahlenphysikalische Effekte, welche direkten oder indirekten Einfluss haben,<br />
können so abgeschätzt werden. Die Ergebnisse der Monte-Carlo-Rechnung sind in den 4<br />
folgenden Abbildungen aufgeführt. Folgende Übersicht ordnet sie.<br />
<br />
<br />
Elektrodenmaterialien<br />
Energie (Spalte 1) bzw. relative Anzahl der Photonen (Spalte 2) und Elektronen<br />
(Spalte 3) vor und nach der Elektrode (Abbildung 35)<br />
Quotient der Energien (Spalte 1) bzw. Quotient der relativen Anzahl der Photonen<br />
(Spalte 2) und Elektronen (Spalte 3) vor und nach der Elektrode (Abbildung 36)<br />
<br />
<br />
Wandmaterialien<br />
Energie (Spalte 1) bzw. relative Anzahl der Photonen (Spalte 2) und Elektronen<br />
(Spalte 3) vor und nach der Detektorwand (Abbildung 37)<br />
Quotient der Energien (Spalte 1) bzw. Quotient der relativen Anzahl der Photonen<br />
(Spalte 2) und Elektronen (Spalte 3) vor und nach der Detektorwand (Abbildung<br />
38)<br />
61 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 35: Elektroden Materialien: Energie (Spalte 1) bzw. relative Anzahl der Photonen<br />
(Spalte 2) und Elektronen (Spalte 3) vor und nach der Elektrode<br />
Abbildung 36: Elektrodenmaterialien: Quotient der Energien (Spalte 1) bzw. Quotient der<br />
relativen Anzahl der Photonen (Spalte 2) und Elektronen (Spalte 3) vor und nach der Elektrode<br />
62 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung 37: Wandmaterialien: Energie (Spalte 1) bzw. relative Anzahl der Photonen (Spalte 2)<br />
und Elektronen (Spalte 3) vor und nach der Detektorwand<br />
Abbildung 38: Wandmaterialien: Quotient der Energien (Spalte 1) bzw. Quotient der relativen<br />
Anzahl der Photonen (Spalte 2) und Elektronen (Spalte 3) vor und nach der Detektorwand<br />
63 2010-03-08/031/EI01/2221
Unter Zuhilfenahme der Kenntnisse des Aufbaus und der Funktionsweise der Detektoren,<br />
der Ergebnisse der Monte-Carlo-Rechnung zu Wand und Elektrodenmaterialien der<br />
einzelnen Detektoren und den Überlegungen zu den Tiefendosiskurven lassen sich die<br />
Ergebnisse in 5 cm und 1 cm PMMA-Tiefe folgendermaßen interpretieren:<br />
Die PTW-PinPoint-Kammer-30015 hat wie erwartet das höchste Ansprechvermögen. Ihr<br />
Mittelelektrodenvolumen ist im Verhältnis zum Kammervolumen kleiner als das der PTW-<br />
Semiflex-Kammer-31013. Die Wanddicke der PTW-PinPoint-Kammer-30015 ist größer<br />
als die der PTW-Semiflex-Kammer-31013. Hinter der Anode entsteht ein Halbschatten, in<br />
dem weniger Ionisationen stattfinden. Allein durch die starke Elektronen-und Photonenabsorbtion<br />
der Elektrode und die starke Rückstreuung der Mittelelektrode wird das<br />
Messsignal stark überbewertet. Besonders bei 100 kV ist ein deutlicher Anstieg der<br />
mittleren Energie hinter der Mittelelektrode zu beobachten. In Materialien höherer<br />
Ordnungszahl (z.B. Z FE =26) verursachen die Strahlenwechselwirkungen zunehmend den<br />
Photoeffekt. Dadurch werden verstärkt zusätzliche Ladungsträger erzeugt. Die<br />
Mittelelektrode war ursprünglich zur Empfindlichkeitssteigerung des kleinen<br />
Messvolumens gedacht. Hier steigert sich die Empfindlichkeit über das gewünschte Maß<br />
hinaus. Die Einschränkung des Energiebereiches durch den Hersteller ist daher<br />
nachvollziehbar.<br />
Nach der Materialmassenschwächung zu urteilen ist die IBA SCX_WH-PFD-Diode<br />
derjenige Detektor mit dem nächst geringeren Ansprechvermögen im<br />
Niedrigenergiebereich. Sie hat etwa die halbe Ordnungszahl (Z Si =14) des<br />
Millelelektrodenmaterials der PTW-PinPoint-Kammer-30015. Daher bewertet sie<br />
niederenergetische Röntgenstrahlung auch nur halb so viel über. Ursprünglich sollte die<br />
eingebaute zusätzliche Wolframkapselung (Z W =74) niederenergetische Streuquanten vom<br />
empfindlichen Detektorvolumen fern halten. Durch diese Kapselung entstehen hier aber<br />
zusätzliche niederenergetische gestreute Elektronen, welche ebenfalls das Messvolumen<br />
erreichen und dort ihren Energiebeitrag deponieren. So wird der reine Siliziumeffekt noch<br />
gesteigert. Dadurch bedingt hat die IBA SCX_WH-PFD-Diode auch die höchsten Q-<br />
Faktoren (siehe Abbildung 34). Die der PinPoint-Kammer-30015 sind niedriger. Ähnlich<br />
wie die PTW-PinPoint-Kammer-30015 hat die IBA SCX_WH-PFD-Diode mit ihrer guten<br />
Ortsauflösung und ihrer Empfindlichkeit ihre Einsatzgebiete. Diese liegen jedoch aufgrund<br />
einer starken Überbewertung nicht im niedrigen Energiebereich.<br />
64 2010-03-08/031/EI01/2221
PTW-Semiflex-Kammer-31013 und PTW-Farmer-Kammer-30012 haben die gleiche<br />
Ordnungszahl (Z AL =13). Dennoch ist die PTW-Semiflex-Kammer-31013 geringfügig<br />
empfindlicher. Dass die Wand der PTW-Semiflex-Kammer-31013 dicker als die der PTW-<br />
Farmer-Kammer-30012 ist, spielt aufgrund der geringen Schwächung nur einen<br />
untergeordnete Rolle. Dennoch werden in der Wand mehr Elektronen erzeugt. Relativ auf<br />
das Volumen bezogen hat die PTW-Semiflex-Kammer-31013 einen größeren<br />
Elektrodendurchmesser, was den geringen Unterschied im Ansprechvermögen ausmacht<br />
(Mittelelektroden/ Luftvolumenverhältnis PTW-Semiflex-Kammer-31013: 0,04167 und<br />
PTW-PinPoint-Kammer-30015: 0,0108). Diese Aussagen bestätigen sich in der<br />
Betrachtung der unteren Grenzen des vom Hersteller angegebenen Energiebereichs (PTW-<br />
Farmer-Kammer-30012: 30 keV; PTW-Semiflex-Kammer-31013: 100 keV). Neben der<br />
Elektronenerzeugung durch die Kammerwände ist eine erhöhte Elektronenabsorbtion<br />
durch das Elektrodenmaterial festzustellen.<br />
Obwohl in der IBA-Ionisationskammer CC04 (Shonka) fast ausschließlich<br />
luftäquivalente Materialien verwendet wurden, scheint diese energieabhängig zu sein. Da<br />
sich erst nach der nötigen Vorbestrahlung ein stabiler Anzeigewert einstellt, spiegelt sich<br />
die immer eingehaltene Messreihenfolge von kleinen zu großen Spannungen im Ergebnis<br />
wieder. Werden diese Einflüsse entsprechend korrigiert, ist die IBA-Ionisationskammer<br />
CC04 (Shonka) ein guter Kompromiss <strong>für</strong> Messungen innerhalb variierender<br />
Energiebereiche, da bei ihr <strong>für</strong> gewöhnlich nur eine leichte Änderung des nötigen<br />
Korrektionsfaktors zu beobachten ist.<br />
Der PTW-Diamant-Detektor-60003 hat einen größeren Q 5/1 -Wert als die IBA-<br />
Ionisationskammer CC04 (Shonka). Durch die höhere Dichte kann im Diamantmaterial<br />
mehr Energie deponiert werden. Durch die charakteristische Massenschwächung wird<br />
ebenfalls eine Unterbewertung prognostiziert.<br />
Die PTW-Markus-Kammer-23343, die PTW-Roos-Kammer-34001 und der<br />
GafChromic-EBT-Film wirken am unempfindlichsten und unterschätzen die auf sie<br />
applizierte Dosis. Alle Materialien sind nahezu wasserquivalent. Die Ähnlichkeit von<br />
GafChromic-EBT-Film und PTW-Roos-Kammer-34001 ist auch in den Q 5/1 -Faktoren<br />
wiederzufinden. Bedingt durch die Streuung an der Schutzelektrode zeigt die PTW-Roos-<br />
Kammer-34001 mehr an. Die Markuskammer hat zudem ein kleineres Volumen. Diese<br />
Flachkammer-Detektoren scheinen generell unter zu bewerten. Durch die breitere<br />
65 2010-03-08/031/EI01/2221
Schutzelektrode entsteht auch nieder-energetische Streustrahlung, dadurch ist die PTW-<br />
Roos-Kammer-34001 empfindlicher als die Markuskammer. Die Dosisinterpretation durch<br />
den Film entspricht den Erwartungen seiner Massenenergieabsorbtion. Bei fallenden<br />
Energien und steigenden Messtiefen ist die Zunahme der Rück- und Seitwärtsstreuung zu<br />
beobachten. Gerade Flachkammern sind schlecht geeignet diese Dosisbeitäge zu<br />
detektieren.<br />
Entsprechend der Materialzusammensetzung ergibt sich <strong>für</strong> den Film ein Z unterhalb der<br />
des Wassers. Dies und die geringe Dichte ließen sich auch durch den beobachteten<br />
Auftrieb bei Untersuchungen im Wasserphantom schlussfolgern. Gerade außerhalb des<br />
IMRT-Nutzstrahlenfeldes wurde immer angenommen, dass der Algorithmus mit seiner<br />
Überbewertung im Filmvergleich Artefakte produziert. Dies führt aber zu einer<br />
Unterschätzung der peripheren Dosis, was in der Nähe von Risikoorganstrukturen beachtet<br />
werden muss.<br />
Die Wandmaterialien von PTW-PinPoint-Kammer-30015 (0,57 mm PMMA, 0,09 mm<br />
Graphit) PTW-Farmer-Kammer-30012 (0,425 mm Graphit) und PTW-Semiflex-Kammer-<br />
31013 (0,55 mm PMMA, 0,15 mm Graphit) absorbieren in dieser Reihenfolge und mit<br />
sinkender Energie immer mehr Photonen. Da der PTW-Diamant-Detektor-60003 und die<br />
IBA-Ionisationskammer CC04 (Shonka) wasseräquivalente Wandmaterialien haben, ist<br />
keine Veränderung der feststellbar. Bei der PTW-PinPoint-Kammer-30015 und der PTW-<br />
Farmer-Kammer-30012 werden Elektronen zurückgestreut. In der o.g. Reihenfolge steigen<br />
auch die mittleren Energien nach der Wand, besonders bei 100 kV, da niederenergetische<br />
Anteile in der Wand absorbiert wurden. Die Mittelelektrode der PTW-PinPoint-Kammer-<br />
30015 wird im Gegensatz zu PTW-Farmer-Kammer-30012 und PTW-Semiflex-Kammer-<br />
31013 von aufgehärteter Photonenstrahlung getroffen, was das Überansprechen minimal<br />
verringert. Die Messabweichungen bei Energien um 375 keV ( 192 Ir) bewegen sich alle<br />
innerhalb des vom Hersteller angegebenen Tolleranzbereiches und weisen nach<br />
entsprechender Normierung keine Nachweisbaren Änderungen des Ansprechvermögens<br />
durch die Detektormaterialien und die detektoreigenen Faktoren (k Q ‗; k Q ‗‗) auf, weshalb<br />
die Darstellung dieser Energie entfällt.<br />
Fehlerabschätzung<br />
Die Messungen an sämtlichen Versuchsaufbauten wurden so lange wiederholt, bis die<br />
Messunsicherheiten Typ A die untere Grenze
existierenden Größenordnungen zur Beurteilung Ungenauigkeiten lassen sich durch die<br />
Versuchsbedingungen am unveränderten Aufbau einschränken. Werden Messsystem und<br />
Strahlenquelle separat betrachtet, muss mit einer minimalen Variation des Outputfaktors<br />
der Therapiegeräte gerechnet werden.<br />
Da aufgrund moderner Fertigungsverfahren kaum Unterschiede im Aufbau der einzelnen<br />
Detektoren zu erwarten sind, ist die Exemplarstreuung des zur Ermittlung der<br />
Energieabhängigkeit erhaltenen Messergebnisses sehr gering und kann stellvertretend <strong>für</strong><br />
andere Exemplare angenommen werden. Für den GafChromic-EBT-Film wird eine<br />
gleichbleibende chemische Zusammensetzung vorausgesetzt. Aufgrund geeichter<br />
Messgeräte ist die Unsicherheit in der Luftdichtekorrektion sowie die Unsicherheit des<br />
Klaibrierfaktors immer
6 Zusammenfassung<br />
Hintergrund<br />
Die Untersuchung der Energieabhängigkeit von Dosismessystemen der klinischen<br />
Dosimetrie im Energiebereich unter 1 MeV hat den sachlichen Grund, dass die neue DIN<br />
6800-2: 2008 den Energiebereich unterhalb 1 MeV Röntgenbremsstrahlung bzw. 60 Co-<br />
Gammastrahlung nicht mehr umfasst. Zusätzlich ist ein energieunabhängiges Messsystem<br />
im Rahmen der Messung der peripheren Photonendosis bei neuen Therapiemöglichkeiten<br />
wie IMRT und Tomotherapie von großem Interesse. Je nach Detektoraufbau<br />
(Kompaktkammern, Flachkammern, Festköprperionisationsdetektoren und<br />
Sperrschichtionisationsdetektor) kann das dort vorhandene niederenergetische Spektrum zu<br />
erheblichen Messfehlern führen.<br />
Hieraus ergibt sich die Frage nach Korrektionsfaktoren bei Röntgentherapiemessungen und<br />
bei 192 Ir <strong>für</strong> die Brachytherapie. Ein vom Hersteller als energieunabhängig deklarierter<br />
Film, der <strong>für</strong> die Untersuchung dieser Thematik geeignet scheint, sollte daher näher<br />
untersucht werden.<br />
Als 2d-Messystem ist der radiochrome Film <strong>für</strong> die Relativdosimetrie gerade <strong>für</strong> IMRT-<br />
Feldverteilungsmessungen von Bedeutung. Hohe Dosisgradienten der Penumbra-Region<br />
können damit adäquat beschrieben werden. Durch eine neue Filmemulsion erscheint der<br />
sich schneller entwickelnde Gafchromic-EBT-Film als Echtzeitdosimeter sehr interessant.<br />
Durch die Untersuchung seiner Eigenschaften soll seine Anwendbarkeit beurteilt werden.<br />
Ergebnisse<br />
Die <strong>für</strong> die Monte-Carlo-Untersuchungen verwendeten Spektren und deren mittlere<br />
Energien wurden unter Zuhilfenahme von Halbwertschichtdickenmessungen und durch<br />
Mittelung der einzelnen Energiepeaks bestimmt. Sie können über die Parameter mittlere<br />
Energie (Fluenz oder Kerma), Photonenspitzenenergie, 1. und 2. Al- und Cu-<br />
68 2010-03-08/031/EI01/2221
Halbwertdicke, Halbwertsbreite, mittlere Energien H*(10) und H‗(0,07) sowie minimale<br />
und maximale Energie beschrieben werden.<br />
Über ein Monte-Carlo-Programm wurden theoretische Aussagen über die<br />
Energieabhängigkeit der Detektorsysteme getroffen. Um die Problematik der relativen<br />
Dosisanzeige zu hintergehen, wurde bei jeder Energie der Vergleich zum Bezugsmedium<br />
Wasser oder PMMA hergestellt.<br />
Für die dosisratenabhängigen Festkörperdetektoren (SCX_WH-PFD-Diode (IBA),<br />
Diamant-Detektor (PTW)) musste im Vorfeld die Wirkung der Filterung der<br />
unterschiedlichen Strahlenqualitäten mit einem dosisratenunabhängigen Referenzdetektor<br />
quantifiziert werden.<br />
Aus mit den untersuchten Strahlungsdetektoren aufgenommenen Tiefendosiskurven ließen<br />
sich ebenfalls Aussagen über die Energieabhängigkeit ableiten. Der Anstieg der<br />
Transmission korreliert mit der Massenschwächung des Detektormaterials. Ein weicheres<br />
Spektrum durch zusätzliche niederenergetische Streustrahlung, verursacht durch die<br />
höhere Massenschwächung der Detektormaterialien höherer Ordnungszahl ein höheres<br />
Ansprechen in größeren Tiefen und somit eine flachere Tiefendosiskurve. Wird ein<br />
Quotient Q5/1 zweier relativer Tiefendosiskurven in zwei unterschiedlichen Messtiefen (5<br />
cm und 1 cm) definiert, kann dieser als Indikator <strong>für</strong> die Energieabhängigkeit des<br />
Detektors genutzt werden.<br />
Die theoretische Quantifizierung der Energieabhängigkeit erfolgte über die<br />
Massenenergieabsorbtion, die effektive Ordnungzahl der Detektormaterialien und der<br />
Verifikation durch Monte-Carlo-Simulation. Eine spezielle Untersuchung der Photonen<br />
und Elektronenbeiräge und der Änderung der mittleren Energie erfolgte über die separierte<br />
Betrachtung von Wand- und Elektrodenmaterialien.<br />
Die praktische Ermittlung der Energieabhängigkeit bei den Strahlenqualitäten 192 Ir,<br />
TH200, TH150, und TH100 erfolgte im Festkörperphantom. Folgende Bewertungen<br />
ergeben sich in absteigender Reihenfolge des festgestellten relativen Ansprechvermögens.<br />
Weder die PinPoint-Kammer (PTW) noch die SCX_WH-PFD- (IBA) eignen sich <strong>für</strong> den<br />
Einsatz im niederenergetischen Energiebereich, was zu großen Fehlern durch die<br />
Überbewertung der Messgröße führen würde. Der Siliziumeffekt wird durch die<br />
69 2010-03-08/031/EI01/2221
niedderenergetische Elektronen erzeugende Kapselung zusätzlich verstärkt. Auch das<br />
erhöhte Tiefenverhältnis in 5 und 1 cm PMMA - Q5/1 spiegelt diese Veränderung wieder.<br />
Durch minimale Veränderungen der Wanddicke und des kammervolumenbezogenen Al-<br />
Mittelelektrodenvolumes reagiert die Semiflex-Kammer (PTW) aufgrund der größeren<br />
Anzahl der in der Wand erzeugten Elektronen geringfügig empfindlicher. Im<br />
Kalibrierschein der verwendeten Ionisationskammer wird ein Korrektionsfaktor mit einer<br />
Standartabweichung von 4% angegeben dieser wird im Vergleich zum GafChromic-EBT-<br />
Film leicht unterbewertet. Die Semiflex-Kammer misst bei TH 200 ca. 4% zu viel. (TH100<br />
1,8%). Entsprechend muss ein höherer Korrektionsfaktor berücksichtigt werden.<br />
Da bei der wasseräquivalenten Elektrode der SCX_WH-PFD-Diode nur ein leichter<br />
Anstieg des Korrektionsfaktors bei Strahlenqualitäten unter TH 200 zu beobachten war,<br />
stellt diese einen guten Kompromiss <strong>für</strong> Messungen im niederenergetischen<br />
Energiebereich dar.<br />
Beim Diamant-Detektor ist einen leichte Unterbewertung in Folge der charakteristischen<br />
Massenschwächung zu erkennen. Die höhere Dichte gegenüber der Ionisationskammer<br />
CC04 Kammer spiegelt sich ebenfalls im Verhältnis Q5/1 wieder.<br />
Film, Roos-Kammer und Markus-Kammer bewerten bei niedrigen Energien ebenfalls<br />
unter. Die Markus und Roos-Kammer scheinen generell unterzuberwerten. Da bei<br />
niedrigen Energien eine Zunahme der Rück- und Seitwärtsstreuung zu beobachten ist,<br />
bewerten Flachkammern wie die Markus- und Roos-Kammer dort generell unter. Sie sind<br />
schlecht geeignet diese energiespezifischen Dosisbeiträge zu detektieren. Der EBT-Film<br />
misst bei TH 100 ca. 20% zu wenig. Bei TH 200 beträgt die Abweichung 8%.<br />
Die durchgehenden Unterschiede der Energieabhängigkeit zwischen 1 cm und 5 cm<br />
Wassertiefe lassen sich mit einer minimalen Verschiebung des niederenergetischeren<br />
Anteils des Spektrums erklären. Die mittlere Energie ändert sich jedoch kaum.<br />
Durch die festgestellte, mit sinkender Energie steigende Energieabhängigkeit, ergibt sich<br />
die Notwendigkeit spezifischer Revisionen. Insesondere die Verwendung eines<br />
Korrektionsfaktors <strong>für</strong> Energien zwischen TH 200 und TH 100 führt mitunter zu<br />
erheblichen dosimetrischen Fehlern. Bei den höher energetischeren Anteilen des 192 Ir sind<br />
die Abweichungen jedoch vernachlässigbar.<br />
70 2010-03-08/031/EI01/2221
Daher sind insbesondere die IBA-Ionisationskammer CC04 (Shonka) und der PTW-<br />
Diamant-Detektor 60003 als nahezu gewebeäquivalente Materialien diejenigen Detektoren<br />
die <strong>für</strong> Messungen im niedrigen oder veränderlichem Energiebereich vorzuschlagen sind.<br />
Dezidiert soll auf das Ergebnis beim Film hingewiesen werden. Ein schwankender<br />
Chlorgehalt zwischen den einzelnen Chargen der GafChromic-Filme führt zum<br />
unterschiedlich stark ausgeprägten Photoeffekt bei niedrigen Energien und damit zu einer<br />
unterschiedlich stark ausgeprägten Detektorantwort. Die Unterbewertung des Filmes hängt<br />
außerdem mit einer festgestellten scannerspezifischen Dosisabhängigkeit mit sinkender<br />
Energie zusammen (3,5% bei TH100 zwischen 1 Gy und 5 Gy). Da die Auswertung des<br />
Filmes in Kombination mit dem Auslesegerät zusätzliche Fehlerquellen birgt, wurde eine<br />
Optimierung des Scanprotokolls vorgenommen. In peripheren Feldbereichen ist der Film<br />
daher nur korrigiert nutzbar. Bei der IMRT-Verifikation mit Film muss diese<br />
Unterbewertung beachtet werden.<br />
Ausblick<br />
Bis zur erneuten Überarbeitung der DIN 6800-2: 2008 kann die DIN 6809-5 in dem in ihr<br />
angegebenen Energiebereich genutzt werden. Die Einbeziehung zusätzlicher<br />
niederenergetischer Strahlenqualitäten kann darüber hinaus als Referenz dienen, das<br />
Verhalten der Detektoren weiter zu erforschen. Um die Energieabhängigkeit des Filmes zu<br />
minimieren, soll das Ansprechvermögen laut Herstellerangabe in der nächsten<br />
Filmgeneration GafChromic-EBT2 durch den Einsatz von Kalium (Z K =19) und Brom<br />
(Z Br =35) gesteigert werden.<br />
71 2010-03-08/031/EI01/2221
Anhang<br />
Inhalt-Anhang<br />
A 1 Änderungen der DIN 6800-2: 2008 ........................................................................... 73<br />
A2 Strahlentherapeutische Anlagen .................................................................................. 74<br />
A2.1 60 Co-Gerät .................................................................................................... 74<br />
A2.2 Röntgentiefentherapieanlage ........................................................................ 75<br />
A2.3 Ferngesteuertes Nachladegerät (Afterloading) ............................................. 75<br />
A2.4 Linearbeschleuniger ..................................................................................... 76<br />
A 3 Mikroskopische und makroskopische Wechselwirkungen.......................................... 78<br />
A 3.1 Photonen ..................................................................................................... 78<br />
A 3.2 Elektronen ................................................................................................... 81<br />
A 4 Ionisationsdetektoren ................................................................................................. 83<br />
A4.1 Gasionisation ............................................................................................... 83<br />
A4.1.1 Kompaktkammern ..................................................................................... 83<br />
A4.1.2 Flachkammern........................................................................................... 88<br />
A4.2 Festkörperionisation ..................................................................................... 91<br />
A4.3 Sperrschichtionisation .................................................................................. 93<br />
A5 Dosisgrößen ............................................................................................................... 96<br />
A6 Dosimetrie mit radiochromenFilmen/ GafChromic-EBT ............................................ 97<br />
A6.1 Kalibrierung ................................................................................................. 99<br />
A6.2 Zusammensetzung/ chemische Reaktion..................................................... 100<br />
A6.3 Filmspektrum ............................................................................................. 102<br />
A6.4 Lichtempfindlichkeit .................................................................................. 104<br />
A6.5 Schwarzschildeffekt ................................................................................... 106<br />
A6.6 Bestrahlungswinkel .................................................................................... 106<br />
A6.7 Einfluss von Temperatur und Feuchtigkeit ................................................. 107<br />
A6.8 Scanner ...................................................................................................... 109<br />
A6.8.1 Geräte-Parameter Epson-Perfection-V700 ............................................... 109<br />
A6.8.2 Polarisationseffekte/ Scanhomogenität .................................................... 110<br />
A6.8.3 Scannsoftware ......................................................................................... 113<br />
A6.9 Fehlerabschätzung ...................................................................................... 114<br />
72 2010-03-08/031/EI01/2221
Anhang 1<br />
A1 Änderungen der DIN 6800-2: 2008<br />
Parameter 6800-2 (2008) 6800-2 (1997)<br />
Energiebereich<br />
Röntgenbremsstrahlung<br />
Energiebereich Gammastrahlung<br />
1 MV - 50 MV 100 kV-50 MV<br />
60 Co >60 keV<br />
Strahlenqualität Photonen Q aus M 20 /M 10 bei SSD=const. Q aus M20/M10 bei SSD=const.<br />
oder D20/D10 bei SSD=const.<br />
k Q<br />
TRS 398 mit (p dis ) Co /(p dis ) Q <strong>für</strong><br />
alle Kammern<br />
eigene Werte, <strong>für</strong><br />
bauartzugelassene Kammern<br />
Strahlungsqualität <strong>für</strong> Elektronen R 50 , D R P und R 50,I<br />
Referenztiefe bei<br />
Elektronenstrahlung<br />
z ref =0,6 R 50 -0,1<br />
Dosismaximum<br />
Phantom bei Elektronenstrahlung Wasserphantom Wasser- oder Kunststoffphantom<br />
k‗ E<br />
TRS 398:<br />
k‘ E =1,106-0,1312∙((R 50 ) 0,214 Ersatzanfangsenergieverfahren<br />
Positionierung Flachkammern<br />
Berücksichtigung unterschiedlicher<br />
Elektronendichten von<br />
Wasser und Fenstermaterial<br />
Bezugspunkt am Messort<br />
Kalibrierung Flachkammern D W bei 60 Co Kreuz-Kalibrierung<br />
Sättigungsverluste<br />
Anfangs-und Volumen-<br />
Rekombination separat; Vorsicht<br />
bei Zweispannungsmethode<br />
'Pitfalls' (Tücken) vorhanden<br />
Unsicherheitsbudget gefordert nicht behandelt<br />
Tabelle A1: Änderungen zwischen den Ausgaben der DIN 6800-2 aus den Jahren 2008 und 1997<br />
73 2010-03-08/031/EI01/2221
Anhang 2<br />
A2 Strahlentherapeutische Anlagen<br />
A2.1 60 Co- Gerät<br />
Für die Ganzkörperbestrahlung bei Knochenmarkstransplantationen und die<br />
<strong>Strahlentherapie</strong> tiefliegender Herde wird eine 60 Co-Anlage verwendet. Die 60 Co-Quelle ist<br />
auf einem Wolframquellenrad (Dreheinschub in 0,1 s) im zugleich den Quellencontainer<br />
(abgereichertes 238 U) darstellenden Strahlerkopf montiert. Sie besteht aus 60 Co-Pellets<br />
(HWZ = 5,27 a), eingeschweißt in einer zylindrischen Kapsel (h=3,6 cm; d=2,6 cm) aus<br />
doppelwandigem rostfreien Edelstahl. Der Strahlaustritt erfolgt durch eine 1 mm starke<br />
Aluminiumschicht. Den charakteristischen -Linien bei 1,17 MeV und 1,33 MeV ist ein<br />
niederenergetischer Streustrahlenanteil, dessen spektrale Verteilung vom Aufbau des<br />
Strahlerkopfes abhängt, überlagert. Da 60 Co-Gammastrahlung <strong>für</strong> die Dosimetrie in<br />
Deutschland als Bezugsstrahlenqualität festgelegt wurde, können hier unter<br />
Berücksichtigung spektraler Unterschiede der von Einrichtung zu Einrichtung<br />
verschiedenen<br />
60 Co-Anlagen, Referenzmessungen mit Kalibrierstrahlenqualität<br />
durchgeführt werden. Abbildung A1 zeigt das<br />
60 Co-Zerfallsschema und typische<br />
Quellenkapseln.<br />
Abbildung A1: Zerfallsschema und Quellenkapseln<br />
74 2010-03-08/031/EI01/2221
A2.2 Röntgentiefentherapieanlage<br />
Die in Jena im Röntgen-Halbtiefen/-Oberflächen-Gerät Hille TH200 zur<br />
schmerzlindernden Bestrahlung degenerativer Erkrankungen der Gelenke und zur<br />
Entzündungsbestrahlung verwendete Röntgenröhre MXR 225 mit Wolframanode (Z=74;<br />
ρ=19,3 g/cm³; Schmelz =3422°C) arbeitet durch eine Wasserkühlung mit einer<br />
Innentemperatur von 35°C. Sie emittiert durch das 0,7 mm starke<br />
Be-Strahlenaustrittsfenster (Z=4; ρ=1,848 g/cm³) die nominellen Energien von 20 keV,<br />
30 keV, 40 keV, 50 keV, 75 keV, 100 keV, 125 keV, 150 keV und 200 keV. Die<br />
dosimetrische Qualitätssicherung erfolgt mit Weichstrahlkammern und einer kalibrierten<br />
und korrigierten Kompaktkammer (siehe TRS 398, AAPM TG 61, DIN 6809-4 oder 6809-<br />
5).<br />
Nach der Elektronenwechselwirkung im Zielmaterial hoher Ordnungszahl (Wolfram Z=74)<br />
wird Bremsstrahlung (Bremsspektrum), die energetisch maximal mit der kinetischen<br />
Energie der beschleunigten Elektronen korrespondiert (einstufige Abbremsung im<br />
Targetmaterial) und charakteristische Röntgenstrahlung (Auffüllen der Elektronenschalen<br />
bei vereinfachten Orbitalmodell) erzeugt. Die am meisten stattfindende mehrstufige<br />
Abbremsung zeigt sich in der Häufigkeit niederenergetischer Quanten im ungefilterten<br />
Bremsspektrum. Die Summe der Quantenenergien entspricht der kinetischen Energie des<br />
einfallenden Elektrons. Abbildung A2 stellt die verwendete Röhre MXR 225 dar.<br />
Abbildung A2: MXR 225 (3 mm x 7 mm Brennfleck, 0,7 mm Be-Fenster)<br />
A2.3 Ferngesteuertes Nachladegerät (Afterloading)<br />
Der Vorteil dieser invasiven bzw. interstitiellen Methode liegt neben einem schnellen<br />
Dosisabfall im divergenten Strahlenfeld in der zusätzlichen Schonung der gesunden<br />
Tumorumgebung. 2007 wurde die Brachytherapieanlage GammaMed 12i (T) (Varian)<br />
durch die GammaMedplusXi (Varian) ersetzt. Für die Bestrahlung mit dem High-Dose<br />
75 2010-03-08/031/EI01/2221
Rate Ir-Afterloader (Nachladegerät) wird ein Applikator in Form eines Katheters in den zu<br />
bestrahlenden Herd innerhalb des Körpers eingebracht (Kontakttheraphie, Brachytherapie).<br />
Nach einer C-Bogen-Positionskontrollaufnahme wird das Nachladegerät angeschlossen<br />
und die radioaktive 192 Ir-Quelle mit einer Stahlseele, aus einem Quellencontainer heraus,<br />
ferngesteuert durch Bowdenzüge, in den Katheter eingefahren, wo sie durch die<br />
vorprogrammierte Lage der Halteposition und Verweildauer die gewünschte<br />
Dosisverteilung erzeugt. Die hohe spezifische Aktivität des<br />
192 Ir (HWZ=73,83 d,<br />
; vgl. ) ermöglicht kleine Bauformen der Quelle in<br />
Festmetallform. Sie ist in einer Edelstahl- Kapsel (l=4,5 mm, d=1 mm) eingeschweißt. Die<br />
minimale Wanddicke beträgt 0,1 mm. 192 Ir emittiert als Zerfallsprodukt wie 60 Co während<br />
der Therapie und im Strahlenschutzbehälter ständig -Strahlung. Abbildung A3 stellt das<br />
approximierte 192 Ir-Linienspektrum und die HDR-Quelle dar.<br />
Abbildung A3: Kanäle, Spektrum und Gammamed plus 232 HDR- Quelle<br />
A2.4 Linearbeschleuniger<br />
Im Gegensatz zur Teilchenforschung, wo die Teilchen im TeV-Energiebereich auf Ziele<br />
treffen oder aufeinandergeschossen werden, können bei praktischen Anwendungen in der<br />
Industrie (Durchstrahlungsprüfung) und Medizin (<strong>Strahlentherapie</strong>) Energien im MeV-<br />
Bereich und kürzere Beschleunigungsstrecken verwendet werden. Die Beschleuniger<br />
erzeugen Photonen mit 6 MV und 15 MV und Elektronen mit 6 MV, 9 MV; 12 MV,<br />
15 MV, 18 MV, und 21 MV Beschleunigungsspanung. Das schmale spektrale Band der<br />
ursprünglichen Elekronenverteilung wird im Photonenbetrieb (Elektronen erzeugen im<br />
Target ultraharte Röntgenstrahlung) zu niedrigeren Energien aufgeweitet.<br />
Die intensitätsmodulierte <strong>Strahlentherapie</strong>-IMRT erlaubt konformale, individuell<br />
variierbare fluenzmodulierte Bestrahlungen auch äußerst kompliziert geformter<br />
Zielvolumina mit konkaven Einbuchtungen. Die Intensitätsprofile werden durch die<br />
76 2010-03-08/031/EI01/2221
Überlagerung mehrerer invers geplanter Subfelder realisiert. Entsprechende<br />
Lamellenkollimatoren ermöglichen auch stereotaktische Bestrahlungen. In Abbildung A4<br />
ist die Superposition der segmentieren IMRT-Felder dargestellt.<br />
Abbildung A4: Linearbeschleuniger, MLC und fluenzmodulierte Felder<br />
77 2010-03-08/031/EI01/2221
Anhang 3<br />
A3 Mikroskopische und makroskopische Wechselwirkungen<br />
A3.1 Photonen<br />
Strahlenqualitäten können durch die Gewebehalbwerttiefe d 1/2 charakterisiert werden [3; 8;<br />
10]. Die Intensität der Primärphotonenzahl N nimmt exponentiell mit der Dicke der<br />
absorbierenden Schicht ab.<br />
Gleichung A 1<br />
Gleichung A 2<br />
Sie beträgt bei der in der Dermatologie verwendeten Strahlung von 10 kV nomineller<br />
Energie etwa 0,2 cm, bei der 0berflächchentherapie mit 40 kV 1,5 cm, bei der<br />
Halbtiefentherapie mit 80 keV 3 cm, bei der üblichen Tiefentherapie 7,5 cm und bei<br />
ultraharter Strahlung größer 3 MeV etwa 15 cm.<br />
Um die notwendige relative Dosis im Zielvolumen zu erreichen, muss eine der Energie<br />
umgekehrt proportionale Oberflächendosis in Kauf genommen werden (Transmissionskurve).<br />
Gerade in tiefliegenden Zielgebieten können Pendelbestrahlungen bzw.<br />
Mehrfeldertechniken (Einstrahlrichungen) neben der geeigneten Energie zur Hautschonung<br />
beitragen.<br />
Die <strong>für</strong> die Schwächung verantwortlichen mikroskopischen Effekte haben durch ihre<br />
Energieübertragung einen Anteil an der sie summierenden Massenschwächung (Tabelle<br />
A2). Im Gegensatz zur klassischen Streuung, die in alle Richtungen verläuft, wird die<br />
Compton-Streuung mehr in Richtung der Primärstrahlen ausgerichtet. Je härter die<br />
Strahlung ist, desto ausgeprägter tritt dieser Wechselwirkungseffekt in Erscheinung. Er<br />
bewirkt bei ultraharter Strahlung, dass das Dosismaximum nach dem Aufbaueffekt<br />
innerhalb des Körpers liegt. Die Unabhängigkeit der mittleren Ionisationsdichte von der<br />
78 2010-03-08/031/EI01/2221
Wellenlänge ist in diesem Energiebereich nicht mehr vorhanden. Sie nimmt mit<br />
zunehmender Energie ab und trägt damit ebenfalls zum Aufbaueffekt bei.<br />
Effekt Energieübertragung Absorbtionskoeffizient<br />
klassische Streuung nach<br />
Rayleigh<br />
innerer bzw. äußerer Photoeffekt ρ<br />
Compton-Streuung<br />
ρ<br />
Paarbildung<br />
Tabelle A2: mikroskopische Wechselwirkungen Photonenstrahlung<br />
79 2010-03-08/031/EI01/2221
Ordnungszahl Absorber<br />
Photoeffekt<br />
Paarbildungseffekt<br />
Comptoneffekt<br />
log E in MeV<br />
Abbildung A5: links oben und unten: Bereiche der mikroskopischen Wechselwirkungseffekte <strong>für</strong><br />
Photonenstrahlung, rechts oben: Zusammensetzung der <strong>für</strong> die Massenschwächung<br />
verantwortlichen Massenenergieabsorbtion <strong>für</strong> Luft<br />
80 2010-03-08/031/EI01/2221
A3.2 Elektronen<br />
Eine Sonderform der Bestrahlung ist die Verwendung von beschleunigten Elektronen bis<br />
30 MeV. Da die erzeugten Elektronen praktisch alle die gleiche Anfangsenergie aufweisen,<br />
verfügen sie über eine energieabhängige Reichweite (Abbildung A6). Durch<br />
Bremsstrahlung werden flache Dosisausläufer verursacht.<br />
Abbildung A6: Schwächungs- und bremsungsbedingte Reichweite der Quanten- und Elektronen<br />
Das Maß <strong>für</strong> die auf dem Weg durch Stöße und Bremsstrahlung abgegebene kinetischen<br />
Energie ist das Massenbremsvermögen (Stoß- und Strahlungsbremsvermögen). Die<br />
Energieabhängigkeit ist aufgrund anderer Wechselwirkungskoeffizienten (geringere<br />
Bremsung durch kleinere Wirkungsquerschnitte) nicht so ausgeprägt wie bei der<br />
Massenschwächung.<br />
Im Unterschied zum Massenbremsvermögen ist der, die Wirkung der Strahlung auf<br />
biologisches Material charakterisierende lineare Energietransfer LET, als die Energie E,<br />
die durch Sekundärelektronen an das Material abgegeben wird, auf die unmittelbare<br />
Umgebung der Teilchenspur s beschränkt. Beim Stoßbremsvermögen (<br />
) gibt<br />
es keine Einschränkung der oberen Energiegrenze .<br />
Gleichung A3<br />
Der aus der Kernphysik stammende Begriff des Wirkungsquerschnittes entspricht einer<br />
der Trefferfläche proportionalen Wechselwirkungswahrscheinlichkeit und in seiner Einheit<br />
81 2010-03-08/031/EI01/2221
(1 Barn = 10-28 cm²) dem Kernquerschnitt eines Elementes mittlerer Ordnungszahl. Mit<br />
der molaren Masse M und der Avogadro-Konstante N A ergibt sich:<br />
ρ<br />
Gleichung A4<br />
82 2010-03-08/031/EI01/2221
Anhang 4<br />
A4 Ionisationsdetektoren<br />
A 4.1 Gasionisation<br />
In die nach Anzahl der gebildeten Ladungsträgerpaare <strong>für</strong> Strahlung einer bestimmten<br />
Energie unterscheidbaren Spannungs- bzw. Arbeitsbereiche der Gaskennlinie lassen sich<br />
Ionisationskammern (Sättigungsbereich), Proportionalitätszählrohre (Proportionalitätsbereich)<br />
und Geiger-Müller-Auslösezählrohre (Auslösebereich) einordnen. Die<br />
verschiedenen Spannungsbereiche bewirken unabhängig von der durch einfallende<br />
Strahlung primär erzeugten Ladung, mit zunehmender Potentialdifferenz der Elektrode<br />
Rekombinationen, vollständige Sättigung, der direkt gebildeten Ladung proportionale bzw.<br />
bedingt proportionale Gasverstärkungseffekte (Gasverstärkungsfaktor ) oder<br />
lawinenartige Entladungen [2; 7; 8; 12].<br />
Sämtliche Ionisationsdetektoren eignen sich wegen der immer vorhandenen<br />
Ladungsträgersammelzeiten schlecht <strong>für</strong> Koinzidenzuntersuchungen. Der Begriff Totzeit<br />
wird jedoch nur im Zusammenhang mit Geiger-Müller Zählrohren gebraucht.<br />
A 4.1.1 Kompaktkammern<br />
Die zylindrische Geometrie der Kompaktkammern (gegenüber Flachkammern) hat den<br />
Vorteil, dass die Impulshöhe ortsunabhängig (Ladungsträgerlawinen nur in unmittelbarer<br />
Umgebung des Zähldrahtes) und die Impulsform logarithmisch statt linear ist.<br />
PTW-Farmerkammern<br />
Farmerkammern sind klassische, luftoffene Therapiekammern (Absolutdosimetrie) <strong>für</strong><br />
Festkörperphantome. Wegen dem gefordertem Minimum verschiedener Materialien im<br />
Bestrahlungsfeld der Energieabhängigkeit , und dem Gebrauch im Wasserphantom bietet<br />
83 2010-03-08/031/EI01/2221
die PTW 4 Typen an (30010-30013), welche sich in Wand- und Elektrodenmaterial<br />
unterscheiden. Weltweit wird die Farmerkammer als Referenzkammer verwendet, da ihre<br />
Abweichungen zu einer idealen Bragg-Gray-Kammer in den meisten Fällen<br />
vernachlässigbar klein oder bekannt sind. Die aus der Mittelelektrode herausgelösten<br />
Sekundärelektronen tragen in einer nicht zu vernachlässigenden Höhe zur Dosis bei. Bei<br />
Anwendung der Energiekorrektion, würde einer vollständigen Aufhebung der<br />
Energiebeschränkung nichts mehr im Wege stehen. Da die Energieabhängigkeit bei 40 kV<br />
max. 3% beträgt, werden Farmer-Kammern häufig <strong>für</strong> Messungen in verschiedenen<br />
Energiebereichen genutzt.<br />
Abbildung A7: Parameter PTW-Farmer-Kammer 30 012<br />
Beim Einsatz im Festkörperphantom (Isolatormaterial PMMA) ist zu beachten, dass durch<br />
dessen Bestrahlung mit geladenen Teilchen an Stellen, an denen diese nicht vollständig<br />
84 2010-03-08/031/EI01/2221
abgebremst werden, eine elektrische Ladung verbleibt. Das dadurch erzeugte elektrische<br />
Feld ist möglicherweise stark genug, um den Weg der primären und sekundären geladenen<br />
Teilchen im Medium zu beeinflussen.<br />
PTW-Semiflex-Schlauchkammern<br />
Für den Einsatz in motorisierten Wasserphantomen haben die Sonden der Semiflex-Reihe<br />
(PTW) einen kurzen Stiel und ein weiches Verbindungskabel. Sie unterscheiden sich von<br />
den ihnen sehr ähnlichen Farmerkammern im Messvolumen und dessen geometrischer<br />
Ausführung. Die PTW bietet 2 Varianten an. Für die hoch ortsaufgelöste 3d-Dosimetrie<br />
eignet sich ein kleines (relativ unempfindliches) sphärisches Messvolumen<br />
(300 10-0,125 cm³). Dadurch entsteht eine Richtungsunabhängigkeit des örtlichen<br />
Auflösungsvermögens entlang aller 3 Raumachsen (ca. 160°). Im Niedrigdosisbereich wird<br />
ein empfindlicheres zylindrisches Messvolumen benötigt (300 13-0,3cm³). Die<br />
Aluminiumelektrode im Zentrum der Kammer ist im Bereich des Stiels von den leitenden<br />
Wänden isoliert. Durch die am Festkörperphantom beschriebene Polarisation, kann der<br />
Widerstand der Isolation bei höheren Dosen deutlich reduziert werden.<br />
85 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung A8: Parameter PTW-Semiflex-Schlauchkammer 31 013<br />
PTW-PinPoint-Kammern<br />
Diese kurzstieligen Relativdosimeter mit flexiblem Verbindungskabel wurden speziell <strong>für</strong><br />
Strahlprofilmessungen zur Charakterisierung von Linearbeschleunigerbestrahlungsfeldern<br />
im motorisierten Wasserphantom designet. Diese sehr klein dimensionierten<br />
Therapiekammern mit hohem Ortsauflösungsvermögen eignen sich besonders bei kleinen<br />
Feldern <strong>für</strong> Scans senkrecht zur Kammerachse. Die PTW bietet 3 Modelle an mit den<br />
empfindlichen Volumina von 0,015 cm³ (mit Al-Elektrode), 0,03 cm³ (310 15 mit Stahl-<br />
Elektrode) und 0,016 cm³ (wieder Al-Elektrode und sphärisches Messvolumen). Die<br />
Stahlelektrode (Z Fe =26) erfordert bei der Verwendung im niedrigen Energiebereich,<br />
bedingt durch den dort verstärkt auftretenden mehrfachen Compton-Effekt unbedingt eine<br />
86 2010-03-08/031/EI01/2221
Energiekorrektur. Da es sich hier um ein Relativdosimeter handelt, kann erst nach der<br />
Kreuzkalibrierung mit der Farmer-Kammer (Kalibrierfaktor bei der PTW bestimmt)<br />
Absolutdosimetrie betrieben werden.<br />
Abbildung A9: Parameter PTW-PinPoint-Kammer 30 015<br />
Aufgrund des geringen Messvolumens der Kammer ist das Messsignal der Kammer sehr<br />
niedrig. Dies hat zur Folge, dass bereits wenige fA Unterschied zu großen Abweichungen<br />
führen können. Aufgrund des geringen Messsignals muss bei niedrigen Dosisleistungen<br />
auf den Einfluss von Stiel und Kammerbestrahlung geachtet werden. Die Hauptursachen<br />
der Feldgrößenabhängigkeit der Kompaktkammer ist neben der Streustrahlung der<br />
Leckstrom des Kammerstiels [6].<br />
87 2010-03-08/031/EI01/2221
IBA-Ionisationskammer CC04 (Shonka)<br />
Für die IBA-Ionisationskammer CC04 (Shonka) wurde luftäquivalentes Elektrodenmaterial<br />
verwendet. Die kleinvolumige Kammer mit hoher Ortsauflösung eignet sich <strong>für</strong><br />
Messungen der Absolutdosis, Tiefendosis und Feldverteilung im Wasserphantom.<br />
Abbildung A10: Parameter IBA-Ionisationskammer CC04 (Shonka)<br />
A4.1.2 Flachkammern<br />
Flachkammern bestehen aus zwei parallelen Platten. Eine Platte dient als Eintrittsfenster<br />
und gleichzeitig als Polarisationselektrode. Die andere Platte bildet die Rückwand und<br />
dient als Ionensammelelektrode und als Schutzring.<br />
PTW-Markus-Kammern<br />
Die Markuskammer 23 343 ist eine klassische Parallelplattenkammer <strong>für</strong> die<br />
Absolutdosimetrie. Durch das kleine empfindliche Volumen eignet sie sich <strong>für</strong><br />
Dosisverteilungsmessungen mit hoher Ortsauflösung im Wasserphantom. Mit einer sehr<br />
dünnen Membran von nur 0,03 mm PE kann sie ebenso <strong>für</strong> den Gebrauch in<br />
Festkörperphantomen und besonders <strong>für</strong> Oberflächenmessungen genutzt werden.<br />
88 2010-03-08/031/EI01/2221
Seit Einführung der neuen DIN 6800-2-2008 sind Markuskammern als Therapiedosimeter<br />
nicht mehr zugelassen.<br />
Bei der Markuskammer ist der Durchmesser des Sammelvolumens nur etwa dreimal so<br />
groß wie seine Tiefe. Da die Breite der Schutzelektrode wesentlich kleiner als die Tiefe ist,<br />
ergibt sich ein großer Winkelbereich aus dem Elektronen aus größeren Tiefen in das<br />
Messvolumen eintreten und zum Messsignal beitragen. Deswegen ist hier im Gegensatz zu<br />
normgerechten Flachkammern eine Verschiebung des effektiven Messortes von der<br />
inneren Oberfläche in Richtung Mittelpunkt des Luftvolumens zu erwarten.<br />
Die verbesserte in ihren Außenmaßen völlig identische Markuskammer 34045 ist eine<br />
Weiterentwicklung mit breitem Schutzringdesign, welches Streueffekte durch<br />
Verringerung der Gehäusestrahlung verhindert.<br />
Abbildung A11: Parameter PTW-Markus-Kammer 23 343<br />
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Flachkammern lassen sich also so dimensionieren, dass der Hereinstreueffekt<br />
vernachlässigbar klein ist und der effektive Messort im Mittelpunkt der Frontfläche des<br />
Luftvolumens liegt, unabhängig von der Energie und von der Tiefe im Phantom. Laut<br />
IAEA TRS 381 34 muss das Verhältnis des Kammerdurchmessers gegenüber der<br />
Kammertiefe groß sein (Größenordnung 10) und die Breite der Schutzelektrode höchstens<br />
1,5-mal kleiner als die Kavitätstiefe, welche wiederum 2 mm nicht überschreiten sollte.<br />
Die daraufhin entwickelte Rooskammer besitzt ebenso wie die modifizierte<br />
Markuskammer verbesserte Eigenschaften bezüglich der Detektion niederenergetischer<br />
Streuelektronen. Sie tritt an die Stelle der Markuskammer. Da die Markuskammer weit<br />
verbreitet war und an vielen Einrichtungen unter Kenntnis ihrer Schwächen noch<br />
eingeschränkt genutzt wird (DIN 6800-2), wurde die Untersuchung ihrer Eigenschaften<br />
noch nicht vollständig eingestellt.<br />
PTW Roos-Kammer<br />
Eine weitere Parallelplattenkammer zur Absolutdosimtrie ist die Rooskammer 34 001. Sie<br />
hat ein streuungsfreies Design und wird von der IAEA <strong>für</strong> die<br />
Hochpräzisionselektronendosimetrie empfohlen (Goldstandard).<br />
34 The Use of Plane Prallel Ionization Chambers in High-Energy Electron and Photon Beams<br />
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Abbildung A12: PTW-Roos-Kammer 34 001<br />
Der breite Schutzring (4 mm) in Verbindung mit dem großen Durchmesser des<br />
Sammelvolumens, reduziert den Winkelbereich und somit den Beitrag der Elektronen, die<br />
durch die Seitenwände eindringen auf einen verschwindenden Wert.<br />
4.2 Festkörperionisation<br />
Die niedrige Geschwindigkeit und Ortsauflösung der Gasionisationsdetektoren (begrenzt<br />
durch Ionisationssammelzeit, Totzeit und Volumeneffekt) schränken ihre Möglichkeiten<br />
als Dosis-Feld–Analysator ein. Um im Festkörper (Material hoher Dichte) einen<br />
Ionisationsstrom zu erzeugen wird ähnlich wie bei Ionisationskammern, eine externe<br />
Vorspannung (Bias) benötigt. Ein stabiler Strom (Prinzip der in Sperrrichtung betriebenen<br />
Diode) kann nur nach ausreichender Vorbestrahlung zum Auffüllen der durch Unreinheiten<br />
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verursachten Elektronentraps in Energieebenen oberhalb des Valenzbandes gemessen<br />
werden. Erst danach werden Elektronen ins Leitungsband gehoben.<br />
PTW-Diamantdetektor<br />
Seit 1991 bietet die PTW Diamantdetektoren an. Beim Typ 600 03 handelt es sich um<br />
einen Leitfähigkeitsdetektor. Dieser gleicht in den wesentlichen Eigenschaften der<br />
Ionisationskammer und wird deshalb auch als Festkörperionisationsdetektor bezeichnet. Er<br />
ist annähernd Gewebeäquivalent (Z=6 bewirkt eine nur geringe Abhängigkeit von der<br />
Strahlenenergie) und hat ein sehr kleines scheibenförmiges, aber dennoch<br />
hochempfindliches Volumen. Er eignet sich sowohl zum Scannen von IMRT- und sehr<br />
kleinen stereotaktischen Feldern, als auch <strong>für</strong> die Brachytherapie.<br />
Abbildung A 13: Parameter PTW-Diamantdetektor 60 003<br />
Um eine ausreichende Anzahl an Ladungen sammeln zu können und damit einen<br />
messtechnisch verwendbaren Strom zu erzeugen, muss die Lebensdauer der Elektronen im<br />
Leitungsband größer als ihre Transferzeit durch den Kristall sein. Je mehr<br />
Rekombinationsmöglichkeiten es gibt, umso kleiner wird auch die Lebensdauer der freien<br />
Elektronen. Geeignet sind deshalb besonders reine Kristalle, die wenige Wachstumsfehler<br />
(Traps) aufweisen. Durch die kurze Lebensdauer der freien Ladungsträger (10 -8 s) wird<br />
eine hohe Zeitauflösung der Strahlungsimpulse möglich (Anwendung in Strahlenfeldern<br />
mit hoher Teilchenfluenz). Der verwendete naturgewachsene Diamant zeichnet sich durch<br />
92 2010-03-08/031/EI01/2221
eine hohe Resistenz gegenüber Strahlenschäden aus. Durch die Geometrie des<br />
Diamantkristalls hat er eine ausgeprägte Richtungsabhängigkeit.<br />
Da sich im Diamantkristall als Folge des Einfangs von frei beweglichen Ladungsträgern<br />
durch Haftstellen Raumladungen ausbilden, ist eine Vorbestrahlung nötig. Diese<br />
Raumladungen erzeugen im Kristall ein elektrisches Feld, das dem äußeren elektrischen<br />
Feld entgegen wirkt und dadurch das Messsignal verringert. Die Vorbestrahlung muss nach<br />
jeder Abschaltung der Betriebsspannung wiederholt werden. Durch die Abhängigkeit von<br />
der Dosisleistung ist er nicht ohne weiteres als Universaldetektor einzusetzen.<br />
Durch Bildung zusätzlicher Ladungsträger wegen der im elektrischen Feld beschleunigten<br />
Elektronen nimmt im Gegensatz zu Luftionisationskammern (Sättigung), der gemessene<br />
Strom mit Vergrößerung der Detektorspannung weiter zu.<br />
A4.3 Sperrschichtionisation<br />
Der Unterschied zum Festkörperionisationsdetektor besteht in den verwendeten<br />
halbleitenden Detektormaterialien die im Betrieb eine andere Beschaltung benötigen. Bei<br />
ihrer Dotierung, muss ein Kompromiss zwischen der der nötigen thermischen<br />
Rauschunterdrückung und geringer Auslösearbeit zur genauen Energiemessung gefunden<br />
werden.<br />
Mit der am Silizium-Halbleiterkristall angelegten Sperrspannung wird die über einen pn-<br />
Übergang, einen Schottky-Kontakt (Oberflächensperrschichtzähler) oder eine p-i-n-<br />
Struktur erzeugte Sperrschicht (Verarmungszone, intrinsische Schicht), die das eigentliche<br />
Detektionsvolumen darstellt, gezielt vergrößert. Die durch ionisierende Strahlung in der<br />
Sperrschicht erzeugten Elektronen-Loch-Paare (Ionisation) werden nach dem Absaugen<br />
durch das durch Dotierung entstandene elektrische Feld gesammelt. Es wird keine externe<br />
Vorspannung benötigt, da das Potential zwischen dem p- leitenden und n-leitenden<br />
Material ausreicht um Ladungsträger zu trennen (Die n- bzw. p-leitenden Bereiche des<br />
Kristalls verhalten sich wie die Elektroden einer gasgefüllten Ionisationskammer). Die<br />
Ionisationsenergie beträgt nur ein Zehntel der Energie die <strong>für</strong> Gasionisation erforderlich<br />
ist.<br />
93 2010-03-08/031/EI01/2221
PTW-Dosimetriedioden<br />
P-Typ Siliziumdioden eignen sich im ferngesteuerten Einsatz zur Messung von<br />
Dosisverteilungen in hochenergetischen Photonen- (P 600 08)- und Elektronenfeldern (E<br />
600 12) im Wasserphantom. Gegenüber den n-dotierten Si-Dioden besteht der Vorteil, dass<br />
p- Si-Dioden weniger empfindlich gegen Strahlenschäden sind. Wegen ihrer hohen<br />
Ortsauflösung und ihrer präzisen Arbeitsweise können sie bei der Stereotaxie und in<br />
IMRT-Feldern eingesetzt werden. Die hohe Dichte und geringe Ionisationsenergie des<br />
Halbleitermaterials machen sie sehr empfindlich. Der Siliziumeffekt bedingt ein<br />
energieabhängiges Ansprechvermögen (gegenüber Ionisationskammern und<br />
Diamantdetektoren schlechte Gewebeäquivalenz, Z=14) und der geringe Bandabstand des<br />
Si ein schlechtes SNR. Dioden sind vorzubestrahlen.<br />
Abbildung A 14: Parameter PTW-Dosimetriediode 60 008<br />
Die Überbewertung niederenergetischer Streuphotonen infolge des verstärkt auftretenden<br />
Photoeffektes wird bei der Scanditronix Wellhöfer SCX_WH-PFD –Diode durch eine<br />
94 2010-03-08/031/EI01/2221
Halb-Kapselung (Wolframpulver), mit der niederenergetische Streuphotonen vom<br />
empfindlichen Messvolumen ferngehalten werden, kompensiert.<br />
95 2010-03-08/031/EI01/2221
Anhang 5<br />
A5 Dosisgrößen<br />
Die dosimetrische Fundametalgröße Energiedosis D ist proportional der in der Masse dm<br />
eines Stoffes (Index: med) absorbierten Energie dE (Index: abs) und unabhängig von<br />
Strahlenart, Strahlenenergie und Material. Die Kerma K (Roesch 1958, ICRU 1962: kinetic<br />
energy released by unit mass) ist das Maß der auf geladene Sekundärteilchen übetragenen<br />
Bewegungsenergie E trans , welche aber nicht zwingend vor Ort deponiert wird. Die<br />
messtechnische Hilfsgröße Ionendosis J (auch Expositionsdosis X) dient <strong>für</strong><br />
Quantenstrahlung kleiner 3 MeV als Maß <strong>für</strong> die erzeugte Ladung Q eines Vorzeichen in<br />
Luft (Index: a).<br />
Tabelle A 3: Dosisgrößen<br />
Über die mittlere Ionisationsarbeit <strong>für</strong> Luft<br />
lässt sich Luftdosis D Luft berechnen.<br />
Gleichung A5<br />
Für den biologischen Dosisvergleich wird jedoch die Wirkung in unterschiedlichem<br />
Gewebe (Index: T) spezifizierende, risikoproportionale effektive Dosis E herangezogen.<br />
Erst durch sie kann das Gesamtrisiko einer Strahenexposition, auch unterschiedlicher<br />
Strahlenarten (Index: R), abgeschätzt werden (Wichtungsfaktoren w, Organdosis H T ,<br />
Organenergiedosis D T,R ). Sie entspricht der mittleren Ganzkörperdosis.<br />
Gleichung A 6<br />
96 2010-03-08/031/EI01/2221
Anhang 6<br />
Folgende Abhandlung ist als thematischer Einstieg in die radiochrome Filmdosimetrie<br />
gedacht. Die Eigenschaften des neuen Gafchromic-EBT-Fimes und insbesondere seine<br />
Bewertung verschiedener Dosiseinflussgrößen, sollen im Vordergrund dieses Überblicks<br />
stehen.<br />
A6 Dosimetrie mit radiochromen Filmen/ GafChromic-<br />
EBT<br />
Fluenzmodulierte 3D-konformale Bestrahlungen erfordern eine dosimetrische Verifikation.<br />
Wegen der besseren Ortsauflösung gegenüber Ionisationkammerarrays werden<br />
radiographische oder radiochrome Filme verwendet. Letztere eignen sich aufgrund ihrer<br />
wasserähnlichen effektiven Ordnungszahl, <strong>für</strong> die Anwendung in energetisch<br />
unterschiedlich zusammengesetzten Feldern. Gegenüber anderen passiven Detektoren<br />
haben sie einen großen Dosisbereich.<br />
Im Jahre 2004 wurde mit dem GafChromic EBT-Film eine neue Emulsion mit verbesserten<br />
chemischen Eigenschaften eingeführt. Mit ihm ist es möglich, Dosen bis zu 50 Gy anhand<br />
der Änderungen in der optischen Dichte zu unterscheiden. Da das Produkt speziell <strong>für</strong><br />
strahlentherapeutische Anwendungen entwickelt wurde (EBT-External-Beam-Therapy),<br />
gibt der Hersteller eine Dosisobergrenze von 8 Gy an. Außerhalb der angegebenen<br />
Dosisgrenzen treten Sättigungsartefakte auf.<br />
Nur bei einer Auswertung im grünen- und blauen Wellenlängenbereich können noch<br />
Unterschiede in der optischen Dichte ermittelt werden. Im umgekehrten Sättigungsfall, bei<br />
sehr niedrigen Dosen, ist der Peak im roten Wellenlängenbereich am empfindlichsten. Bei<br />
geringen Dosen ist die Unsicherheit im Blaukanal am größten. Die Feststellung der<br />
Scannerlinearität mit einer Standardgraustufentreppe, ermöglicht eine Abschätzung der<br />
Grenze der unterscheidbaren optischen Dichten. Tabelle A4: Eigenschaften radiochromer<br />
Filmtypen, vermittelt einen chronologischen sortierten Überblick der bisher erschienen<br />
radiochromen Filme. Durch die gesteigerte Empfindlichkeit mit zunehmender<br />
Emulsionsdicke verschiebt sich auch die untere Grenze des Dosisbereiches. (Abbildung A<br />
15).<br />
97 2010-03-08/031/EI01/2221
Name Fläche in cm² Dicke in mm<br />
HD-810<br />
(D200)<br />
Emulsionsdicke<br />
in µm<br />
Empindlichkeit<br />
n mAU/<br />
Gy<br />
Dosisbereich<br />
in Gy<br />
Absortionspeak<br />
in nm<br />
20x25 0,1 6,5-7 3 10-400 673<br />
MD-55-1 12,5x12,5 0,08 16 10 2-200<br />
MD-55-2 12,5x12,5 0,23 2x16 20 1-100 673<br />
HS 12,5x12,5 0,23 38-40 35 0,5-50 673<br />
XR-T 12,5x12,5 0,23 18 0,01-5<br />
RTQA 36x43 0,23 17 0,01-5<br />
XR RV2 36x43 0,23 17 0,01-5<br />
XR-QA 36x43 0,26 2x25 0,001-0,2<br />
EBT 20x25 0,23-34 2x25 400-800-950 0,01-8 635<br />
Tabelle A4: Eigenschaften radiochromer Filmtypen<br />
Im Unterschied zu allen seinen radiochromen Vorgängern bewirkt die neue<br />
Emulsionszusammensetzung des-EBT-Films eine um -38 nm auf 635 nm verschobene<br />
Absorbtionsspitze (Abbildung A 15). Bei der dosimetrischen Nutzung alter Densitometer<br />
mit Lichtquellen der mittleren Wellenlänge um 673 nm wird die gesteigerte<br />
Empfindlichkeit nicht ausgeschöpft.<br />
Abbildung A 15: Aufbau und Vergleich der Absorbtionsspektren der Filme MD-55, HS und EBT<br />
[83;66]<br />
98 2010-03-08/031/EI01/2221
A6.1 Kalibrierung<br />
Abbildung A16 zeigt die Komponenten eines radiochromen Messsystems:<br />
<br />
<br />
<br />
<br />
Radiochromer Film<br />
Flachbettscaner<br />
Standards der optischen Dichte und Dosisstandards<br />
PC mit Scan- und Auswertesoftware<br />
Abbildung A16: Elemente des Dosimetriesystems radiochromer Film [60]<br />
Um die Filmschwärzung (optische Dichte) in eine Dosis zu übersetzen sollte <strong>für</strong> jede neue<br />
Filmpackung (Charge) eine Kalibrierkurve aufgenommen werden. Da mehrere schmale<br />
Felder unterschiedlicher Dosisstufen auf einem Film durch Überlagerung mit<br />
Streustrahlung benachbarter Felder Falschinterpretationen der Dosis verursachen würden,<br />
sollten besser kleine Filmstücke zurechtgeschnitten und diese dann einzeln bestrahlt<br />
werden. Trotz etwa gleich großer Intra- und Intersheethomogenität, sind zwischen den<br />
einzelnen Filmpackungen Unterschiede in der optischen Dichte des Grundschleiers<br />
festzustellen (netOD=±0,05 ; Abbildung A17).<br />
99 2010-03-08/031/EI01/2221
optische Dichte<br />
Packungs-Nummer<br />
Abbildung A17: Grundschleier von 8 verschiedenen Chargen [67]<br />
Anschließend werden Filme und eine Referenzkammer mit maximal 10 unterschiedlichen<br />
Dosisstufen im um ca. 25% vergrößerten interessierenden Dosisbereich am 60 Co-Gerät<br />
oder am Linearbeschleuniger (6 MV) bestrahlt. Die Bestrahlung kann im PMMA-Phantom<br />
stattfinden. Dabei muss darauf geachtet werden, dass die Kammer um den effektiven<br />
Messort verschoben positioniert wird. Die nach 24 h Reifezeit aus den bestrahlten Filmen<br />
abgelesene und nullkorrigierte optische Dichte wird auf die simultan gemessenen<br />
Dosiswerte der Ionisationkammer bezogen und daraus eine Kalibrierkurve interpoliert.<br />
A6.2 Zusammensetzung/ chemische Reaktion<br />
Der EBT Film hat im Vergleich zu Wasser eine kleinere effektive Ordnungszahl<br />
(Z eff EBT=6,98; Z eff H 2 O=7,42), die sich aus den Komponenten C (42,3%), H (39,7%), O<br />
(16,2%), N(1,1%), Li (0,3%) und Cl (0,3%) [bj] zusammensetzt. Die effektive<br />
Ordnungszahl stellt eine Näherung erster Ordnung da<strong>für</strong> da, wie die Filme auf Photonen<br />
verschiedener Energien reagieren. Die einzelnen Produktionschargen können eine<br />
unterschiedliche chemische Zusammensetzung haben. Diese kann beispielsweise durch<br />
eine Neutronenaktivierungsanalyse getestet werden. Seit 2006 weisen die Filme eine<br />
andere, nicht wasseräquivalente chemische Zusammensetzung auf. Ursache ist die<br />
Variation der Inhaltsstoffe höherer Ordnungszahl.<br />
Anstatt des üblichen organischen Mediums mit freien Radikalen (Kombination von<br />
Photopolymerisation und während der Reaktion Farbe produzierenden Leukofarbstoffen)<br />
wird bei GafChromic-EBT-Film eine Polydiacetylenbasis verwendet. Die Energie um ein<br />
Diacetylenmolekül zu ionisieren ist kleiner als 1 eV. Die Blaufärbung steigert sich mit der<br />
100 2010-03-08/031/EI01/2221
absorbierten Dosis und wird wegen der sehr schnellen Reaktion binnen weniger<br />
Mikrosekunden, bereits während der Bestrahlung als Farbumschlag sichtbar (Abbildung<br />
A18). Die Reaktion ist weniger dosisratenabhängig als beim zweilagigen Vorgänger MD-<br />
55-2. Die gesteigerte Effizienz das Polymer herstellzustellen bewirkt einen höhren<br />
Extinktionskoeffizienten des Hauptabsorbtionspeaks (Empfindlichkeitssteigerung um den<br />
Faktor 3).<br />
Abbildung A18: Anstieg der optischen Dichte während der Bestrahlung [86]<br />
Die Mikrokristallisation kommt sehr schnell zum stoppen. Wird die zusätzliche<br />
Schwärzung durch das Scannerlicht wieder abgezogen, schwankt sie nach 15 Tagen nur<br />
noch um 0,1%. Dennoch sollte in Anbetracht verschiedener Umwelteinflüsse kein exakt<br />
reproduzierbares Ergebnis erwartet werden. Eine <strong>für</strong> ältere Filmmodelle angewandte<br />
Temperierung (2h bei 45°C ersetzten mehrere Entwicklungswochen) [56] zum<br />
Beschleunigen der Filmreaktion erübrigt sich. Da keine adäquate Fixierbehandlung<br />
(Kühlung wäre eine Möglichkeit) vorgesehen ist, scheidet der Film als Speichermedium<br />
aus. Obwohl in den ersten 90 min noch Veränderungen im Filmmaterial stattfinden,<br />
können mit einer entsprechenden Kalibrierkurve und Einhaltung eines genauen<br />
Zeitregimes Entwicklungszeiten von 1 h <strong>für</strong> grobe Abschätzungen vertreten werden<br />
(Vergleich nasschemische Entwicklung: 10 min). Laut Hersteller geht die Nachschwärzung<br />
erst nach 2 h in die Sättigung.<br />
101 2010-03-08/031/EI01/2221
A6.3 Filmspektrum<br />
Das Absorbtionsspektrum des EBT Filmes setzt sich durch seine Anteile aus den<br />
Filmaterialialien und denen des Scansystems zusammen. Es kann durch die Superposition<br />
von Lorentz-Funktionen angenähert werden. Es besteht aus 2 Haupt- und 6<br />
Nebenabsorbtionsbändern (Abbildung A19)<br />
Abbildung A19: Absorbtionsspektrum GafChromic-EBT-Film [66]<br />
Bei der Auswertung der Schwärzung bei 635 nm sollte die densitometrische Bandbreite im<br />
Sinne hoher Empfindlichkeit klein sein. Wie groß diese jedoch mindestens sein muss, um<br />
dosisbedingte Verschiebungen der Anteile des Spektrums zu tolerieren, verdeutlicht<br />
Abbildung A20.<br />
102 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung A20: Peak-Positionen als Funktion der Dosis(Lorentzfunktionen) [66]<br />
Auch außerhalb der Sättigung nimmt die Intensität der Spitzen mit der Dosis<br />
unterschiedlich zu. (Abbildung A21).<br />
103 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung A21: Intensität der Spitzen des sichtbaren absorbtionsspektrumsals Funktion der Dosis<br />
(li:[65], re: [66])<br />
A6.4 Lichtempfindlichkeit<br />
Der GafChromic-EBT-Film ist <strong>für</strong> Licht der Wellenlänge >300 nm und UV-Licht<br />
empfindlich. Selbst bei den immer nötigen ersten 3 Filmscans zum Aufwärmen der<br />
fluoreszierenden Kaltlichtdiodenlampe werden zusätzliche chemische Reaktionen<br />
verursacht. Abbildung A22 oben zeigt die höhere optische Dichte (Scan 0 bis2) bis die<br />
volle Leuchtkraft erreicht ist und die sich daran anschließende von der<br />
Vorbestrahlungsdosis abhängige Licht-Nachschwärzung. Diese sinkt mit steigender Dosis<br />
(verbrauchen der Basisstoffe) und ist beim Nullfilm aufgrund der noch nicht vollständig<br />
eigeleiteten Reaktion begrenzt (Abbildung A22, unten).<br />
104 2010-03-08/031/EI01/2221
Abbildung A22: links: Änderungen der Optischen Dichte nach Scannummer und Vorbestrahlungslevel<br />
(li:[65], re: [66])<br />
Es ist ferner zu beachten, dass die Bestrahlung durch das Scannerlicht nach der<br />
eigentlichen Bestrahlung erfolgt. Im fortschreitenden Erstarrung stehen weniger<br />
Basisstoffe zur Polymerisation zur Verfügung. Um eine nachweisbare Änderung der<br />
optischen Dichte außerhalb des normalen Schwankungsbereiches hervorzurufen, werden<br />
sehr viele Scans benötigt. Werden also sehr große Filme in sehr hoher Auflösung<br />
mehrmals gescannt, ist die Schwärzung wegen der Lichtschwärzung in geringen Maße<br />
auch von der Filmgröße abhängig. Da es sich mit Tageslicht und der UV-Lichtemmision<br />
von Leuchtstofflampen in Räumen ebenso verhält, ist der Film immer lichtdicht<br />
aufzubewahren. Eine Dunkelkammerumgebung beim Hantieren wird allerdings nicht<br />
benötigt.<br />
105 2010-03-08/031/EI01/2221
A6.5 Schwarzschildeffekt<br />
Das Bunsen-Roscoe-Gesetz beschreibt 1862 die schon aus der Daguerreottypie (1835)<br />
bekannte Antiproportionalität zwischen Lichtintensität und Einwirkzeit <strong>für</strong> einen<br />
gleichbleibenden photochemischen Effekt.<br />
Schwarzschild entdeckte 1899 Abweichungen <strong>für</strong> sehr kurze und sehr lange<br />
Belichtungszeiten. Die Empfindlichkeit nimmt exponentiell mit der Bestrahlungszeit ab<br />
(unterschiedliche Farbschichtempfindlichkeit verursacht farbstichige photographische<br />
Farbfilme).<br />
Für den radiographischen Film X-Omat V (Kodak) konnte festgestellt werden: Je niedriger<br />
die Dosisraten und je größer die Anzahl der Fraktionen desto geringer die Änderung der<br />
optischen Dichte. Ebenso wurde festgestellt, dass fraktionierungsbedingte Pausenzeiten <strong>für</strong><br />
die Änderung der Optischen Dichte des X-Omat keine Rolle spielen [PUB 47 (2002) 2221-<br />
2234].<br />
Innerhalb des vom Hersteller vorgesehenen Dosisbereichs ist <strong>für</strong> den Gafchromic-EBT-<br />
Film keine Dosisratenabhängigkeit bekannt. Mögliche dosisleistungsabhängige Unterschiede<br />
in der Filmschwärzung betragen nie mehr als 1 %. Hinzu kommende mögliche<br />
Fehlinterpretationen durch einen falschen Auslesezeitpunkt (ausgedehnter Zeitpunkt der<br />
Bestrahlung) und Scannnachschwärzung müssen auf Plausibilität getestet werden.<br />
A6.6 Bestrahlungswinkel<br />
Durch seinen symmetrischen Aufbau kann der Film beidseitig bestrahlt und gescannt<br />
werden. Die optische Dichte bleibt gleich. Bei einer der Drehung um eine der Filmebene<br />
parallelen Achsen vor oder während der Bestrahlung kommt es zu einer Änderung der<br />
durchstrahlten Dicke der PE-Schutzschicht. Die dadurch stattfindende Änderung des<br />
Spektrums ist minimal. Die durch die Filmdrehungen entstanden Änderung des<br />
Sekundärelektronengleichgewichts (minimal ungleiche der Zusammensetzung von Film<br />
und Wasser) sind selbst beim radiographischen Film zu gering um sie messtechnisch<br />
nachzuweisen.<br />
106 2010-03-08/031/EI01/2221
Bei der Verwendung von Festkörperphantomen ist eine Bestrahlung der meist<br />
filmstärkegroßen Phantomlücke zu vermeiden, da der Schwärzungsanstieg durch die<br />
fehlende Phantomschwächung fehlinterpretiert werden könnte. Der Spalteffekt ist<br />
abhängig von der Größe und Tiefe der Lücke (je größer der Luftspalt wird und je tiefer der<br />
Film im Phantom sitzt, desto höher wird die optische Dichte). Der beschriebene Effekt<br />
kann durch entsprechende Phantomgestaltung mit Ausbuchtung in Filmstärke minimiert<br />
werden.<br />
A6.7 Einfluss von Temperatur und Feuchtigkeit<br />
Temperatureinflüsse<br />
Alle Filme einer Filmpackung sollten bei (und wenn möglich unter) Raumtemperatur<br />
gelagert, hantiert und archiviert werden. Lagertemperaturen über 50°C sind zu vermeiden.<br />
Temperaturerhöhung bewirken bei bestrahlten Filmen eine Beschleunigung und früheres<br />
Gleichgewicht der Reaktion. Bei gleicher Entwicklungszeit steigt die optische Dichte. Bei<br />
60°C verfärbt sich der blaue Farbstoff reversibel rot und verursacht eine bedeutende<br />
Änderung in der Empfindlichkeit. Das Absorbtionsspektrum verschiebt sich mit<br />
zunehmender Temperatur in Richtung niedrigere Wellenlängen (Abbildung A23).<br />
Abbildung A23: Variationen des Absorbtionsspektrums mit der Temperatur[92]<br />
107 2010-03-08/031/EI01/2221
Feuchtigkeitseinflüsse<br />
Bei Wasserkontakt verfärbt sich die sonst bläulich durchscheinende hygroskopische<br />
Filmschicht milchig weiß (diffus). Dies geschieht allerdings nur an den Schnittkannten des<br />
Filmes. Die PE-Schutzschicht ist wasserdicht. Das langsame Fortschreiten der Diffusion<br />
zur Filmmitte hin erfordert auch bei kleinen Filmgrößen mehrere Tage. Die PE-<br />
Schutzschicht lässt sich nach erfolgter Diffusion mechanisch leicht lösen. Die dann immer<br />
noch fest mit dem Substrat verbundene empfindliche Filmschicht erscheint pergamentartig.<br />
Die Diffusion bei der Wässerung bestrahlter Filme schreitet langsamer voran, da die<br />
Reaktion bereits einen Erstarrungs- Zustand erreicht hat. Gafchromic-Filme können ohne<br />
Probleme 1 h im Wasserphantom bestrahlt werden. Die Luftfeuchte sollte unter 50% und<br />
nur wenige Tage >70% sein. Zur Auswertung nach Anwendungen im Wasserphantom<br />
sollten die ersten Millimeter neben der Schnittkante nicht benutzt werden.<br />
Zu Experimentierzwecken werden auch unlaminierte Filme verwendet. Wird ein solcher<br />
bestrahlter Film getrocknet (erhitzen), schrumpfen die die Schwärzung hervorrufenden<br />
haarförmigen Polymerketten zu plattenförmigen Formationen zusammen. Die optische<br />
Dichte sinkt und der Absorbtionspeak verschiebt sich über die Zeit in Richtung höhere<br />
Wellenlängen (Abbildung A24, unten links und oben). Dieses Verhalten ist reversibel.<br />
Wird der Feuchtegehalt erhöht nehmen die Polymerketten ihre ursprüngliche gestreckte<br />
Form wieder an. Der Absorbtionspeak bleibt allerdings leicht verschoben (Abbildung A24,<br />
unten re).<br />
Der Film kann gebogen werden und ist nicht druckempfindlich. Schneider [91] haben ein<br />
PMMA-Phantom mit Film mit 120 kg Gewicht beschwert, bestrahlt und keinen<br />
Unterschied zur Messung ohne Gewicht festgestellt. Beim Knicken erscheint die<br />
Knickkante durch Ablösung der Schichten ähnlich wie bei der Wasserdiffusion milchig<br />
weiß.<br />
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Abbildung A24: Unlaminierter Film: unten li: und oben: Trocknen verschiebt Absorbtionspeak<br />
hin zu größeren Wellenlängen, re: Wiederwässerung.[98]<br />
A6.8 Scanner<br />
A6.8.1 Geräteparameter Epson-Perfection-V700<br />
Die Scanner zu Scanner-Bewertung der optischen Dichte schwankt bis zu 40% [57]. Der<br />
im Haus verwendete, vom Hersteller empfohlene EPSON-Perfection-V700 ist ein<br />
komerzieller Flachbettscanner. Mit ihm können radiochrome Filme in guter Qualität<br />
eingescannt werden. Er besitzt 2 Objektive zum Scannen von Filmmaterial und<br />
Aufsichtsvorlagen. Die mögliche Filmauswertung im roten Wellenlängenbereich trägt der<br />
empindlicheren Schwärzungsantwort der neuen Filmemulsion Rechnung. Die Auflösung<br />
beträgt laut USAF Testchart etwa 2300 dpi, laut Hersteller beträgt sie aber 6400 ppi <strong>für</strong><br />
Filmmaterial und 4800 ppi <strong>für</strong> Aufsichtsvorlagen. (schlechtes optisches System trotz<br />
gutem Sensorsystem). Die Bildqualität und die Scangeschwindigkeit reichen nicht aus um<br />
mit einem guten Filmscanner zu konkurrieren. Da das Filmmaterial direkt auf der<br />
109 2010-03-08/031/EI01/2221
Glasfläche aufliegt, werden häufig Newtonringe verursacht und dadurch, dass die beiden<br />
Glasplatten nicht direkt aufeinanderliegen, wird nichtplanes Filmmaterial nicht<br />
flachgedrückt.<br />
Um die Scanner-Langzeitdrift zu beurteilen wurde ein bereits fixierter radiographischer<br />
Film (lichtunempfindlich) mit dem Ergebnis einer gleichbleibenden Antwort wiederholt<br />
gescannt. Pixeldosimetrie wäre möglich, ist <strong>für</strong> die Bestrahlungsplanverifikation aber<br />
unnötig. Die statistischen Schwankungen der optischen Dichte würden leicht ansteigen.<br />
Die maximale Ortsauflösung eines Filmes selbst entspricht der Korngröße<br />
(radiographischer Film) bzw. der Polymergröße (radiochromer Film). Eine Auflösung von<br />
70 dpi bis 75 dpi ist in Anbetracht der Größe des Rechenrasters der IMRT-<br />
Berechnungsalgorithmen ausreichend. Die Dosisauflösung richtet sich nach der<br />
Graustufenauflösung (Abbildung A25).<br />
analoge Graustufenverteilung<br />
quantisierte Graustufenverteilung<br />
Abbildung A25: li.: Epson Perfection V700, re: Vergleich analoge und quantisierte<br />
Graustufenverteilung.<br />
A6.8.2 Polarisationeffekte/ Scanhomogenität<br />
Beim Auslesen des Films durch einen Scanner kommt es zu Lichtstreueffekten. Die<br />
Amplitude hängt von der Größe der nadelförmigen Polymerstrukturen der empfindlichen<br />
Schicht und deren Vorzugsrichtung ab. Zusätzlich wirken die Polyesterschichten der<br />
Schutzauflage wie Halbwellenpolarisatoren, was aber durch eine zusätzliche diffuse<br />
Polyesterschicht reduziert werden kann. Abbildung A26 verdeutlicht die Entstehung des<br />
zum Scanbereichsrand hin abfallenden Ausgangssignals.<br />
110 2010-03-08/031/EI01/2221
ohne Film<br />
mit Film<br />
Kaltlicht-Lampe<br />
Film<br />
Strahlengang<br />
Prismen-System<br />
CCD-Array<br />
CCD-Signal<br />
Abbildung A26: Entstehung derStreu- und Polarisationseffekte in der Scannerantwort<br />
Da die Signalamplidude in der Mitte des Scanfeldes liegt und geringe Gradienten in der<br />
Signalamplitude aufweist, sollten kleinere Filme immer an dieser Stelle gescannt werden.<br />
Um die Gesamtunsicherheit zu minimieren, sollte bei größeren Filmen (IMRT-<br />
Verifikation) dieser außerdem dosisstufenabhängige Lichtstreueffekt mit einer<br />
Korrektionsmatrix berichtigt werden (Abbildung A27). Entlang der Scanrichtung ändert<br />
sich das Signal nur gering.<br />
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Abbildung A27: Matrix mit Korrekturfaktoren verschiedener Monitoreinheitn-MU[93]<br />
Die Vorzugsrichtung der nadelförmigen Partikel entspricht der Aufzugsrichtung der<br />
Polyesterschicht. Die aktiven Partikel sind 1 µm bis 2 µm im Durchmesser und 15 µm bis<br />
25 µm lang. Der Hersteller empfiehlt alle Filme in derselben Orientierung, vorzugsweise<br />
landscape, zu scannen und sie vor dem Zuschneiden zur Wiedererkennung der<br />
Orientierung zu kennzeichnen (Stift oder Nadeleinstiche). Abbildung A28 Illustriert diesen<br />
Sachverhalt. Bei älteren Filmen (außer MD-55) ist dies nicht zu beobachten, da die Partikel<br />
zufällig orientiert und nicht nadelförmig sind.<br />
Abbildung A28: Scanorientierung entsprechend der Filmaufzugsrichtung [81]<br />
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Die orientierungsbedinge Polarisation in Potraitrichtung (siehe Abbildung A29) führt dazu,<br />
dass landscape gescannte Filme (homogen bestrahlt) auf allen gemessenen Dosistufen eine<br />
höhere optische Dichte und geringere Abweichungen von der Scanfeldmitte haben.<br />
Abbildung A29: Polarisationsbedingte Scaninhomogenitäten der Filmorientierungen landscape<br />
(a) und portrait (b)[81]<br />
Abbildung A30 verdeutlicht die orientierungsbedingte Vergrößerung der Optischen Dichte<br />
verschiedener Dosisstufen und die weniger orientierungsabhängige Antwort der<br />
vorangegangenen Filmtypen.<br />
Abbildung A30: links: optische Dichte in Folge des Orientierungswinkels <strong>für</strong> verschiedene<br />
radiochrome Filme: Rechts: Dosistufenabhängigkeit des Orientierungseffektes [96]<br />
A6.8.3 Scansoftware<br />
Die Software VeriSoft (PTW) vergleicht die an einem IMRT-Phantom gemessenen Daten<br />
(aus TIFF-File extrahierte Rotkanaldaten) mit den <strong>für</strong> das gleiche Phantom errechneten<br />
Daten des Therapieplanungssystems. Die Abweichung werden nach unterschiedlichen<br />
Verfahren (2d- und 3-d Gammaindexmethode) ausgewertet.<br />
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Abbildung A31: Bedienoberfläche PTW-VerySoft<br />
Nach Reinigung des Glasfensters wir ein ebenfalls gesäuberter mindesten 2 cm x 2 cm<br />
großer Nullfilm oder ein 24 h gereifter bestrahlter Film in der Scannermitte platziert. Nach<br />
einer Bildvorschau wird er 3 mal mit den in TabelleA ersichtlichen Prametern gescannt<br />
und der 3. Scan zur späteren Auswertung gespeichert.<br />
TabelleA: Scanparameter PTW-VeriSoft<br />
A6.9 Fehlerabschätzung<br />
Der zusammengesetzte Fehler ist nicht größer als 2%. Wenn kalibrierter Film und<br />
bestrahlter Film nach der gleichen Entwicklungszeit eingelesen werden, ein individueller<br />
Nullfilmabzug stattfindet und die Messung sorgfältig nach einem speziellen Scanprotokoll<br />
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ausgewertet wird, ist der Fehler der mit diesem Film und diesem Scanner ermittelten Dosis<br />
kleiner als 1%. Die Angaben in Tabelle A5 sind [69] entnommen.<br />
Tabelle A5: Beiträge der untersuchten Unsicherheiten zur Ermittlung der net OD <strong>für</strong> Filme bei<br />
0,3 Gy und 1 Gy 60 Co-Strahlung [69].<br />
115 2010-03-08/031/EI01/2221
Literaturverzeichnis<br />
Lehrbücher<br />
[1] Roland Felix, Bernd Ramm, Das Röntgenbild, Thieme, Stuttgart; Auflage: 3.,<br />
neubearb. A. (1988), 375 Seiten<br />
[2] Dosimetrie ionisierender Strahlung Hrsg.: Reich, H. Stuttgart: Teubner 2002. 422S.<br />
[3] Grundlagen der Strahlenphysik und radiologischen Technik in der Medizin Hrsg.:<br />
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Thesen:“Untersuchung der Energieabhängigkeit von Dosismessystemen der<br />
klinischen Dosimetrie im Energiebereich unter 1 MeV“<br />
Die DIN 6800-2 (März 2008) gilt nur noch <strong>für</strong> die Energie oberhalb von 1 MeV.<br />
Dadurch entsteht ein Methoden- und Faktendefizit der bei der Dosimetrie an<br />
Röntgen- und Afterloadinganlagen.<br />
Messungen in und außerhalb von IMRT-Feldern erfordern aufgrund der gemischten<br />
spektralen Zusammensetzung energieunabhängige, 2-dimensionale Messsysteme<br />
hoher Ortsauflösung.<br />
Da der Anstieg der Tiefendosiskurven mit dem Ansprechvermögen des da<strong>für</strong><br />
genutzten Detektors korreliert, kann das Dosisverhältnis zweier unterschiedlicher<br />
Messtiefen als Indikator <strong>für</strong> eine energieabhängige Detektorantwort genutzt<br />
werden.<br />
Über die separate Betrachtung von Kammer- und Wandmaterialien mit Hilfe der<br />
Monte-Carlo-Rechnung, können detaillierte Aussagen über das zur<br />
Energieabhängigkeit führende Verhalten getroffen werden.<br />
Detektoren mit Materialien höherer Ordnungszahl (PTW-PinPoint-Kammer 30015/<br />
Wellhöfer SCX_WH-PFD-Diode) sind aufgrund ihrer stark steigenden<br />
Überbewertung bei der Zunahme niederenergetischer spektraler Anteile im<br />
niedrigen Energiebereich nicht zu verwenden.<br />
Strahlungsdetektoren mit niedrigen Ordnungszahlen bzw. Wasser- oder<br />
luftäquivalenter Materialzusammensetzung (PTW-Farmer-Kammer 30012/ PTW-<br />
Semiflexkammer 31013/ PTW-Diamant-Detektor 60003/ IBA-Ionisationskammer<br />
CC04 (Shonka)) können, unter Berücksichigung von Korrektionsrfaktoren, auch im<br />
niedrigen Energiebereich bzw. in gemischten Strahlenfeldern eingesetzt werden.<br />
Wegen der mit der Energie abnehmenden Rück- und Seitwärtstreuung der<br />
Photonen, wird die Detektorantwort der da<strong>für</strong> unempfindlichere Flachkammern<br />
(PTW-Markus-Kammer 23343/ PTW-Roos-Kammer 34 001) unterbewertet.<br />
Der GafChromic-EBT-Film weist bedingt durch seine effektive Ordnungszahl<br />
unterhalb der des Wassers eine starke Dosisunterbewertung bei niedrigen Energien<br />
auf. Unter diesen Gesichtspunkt müssen IMRT-Pläne interpretiert werden.<br />
Ilmenau, den 30.07.2010<br />
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Selbstständigkeitserklärung<br />
Hiermit versichere ich, Alexander Mücke, die vorliegende Arbeit selbstständig und nur<br />
unter Verwendung der aufgeführten Quellen angefertigt zu haben.<br />
Ilmenau, den 30.07.2010<br />
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Danksagung<br />
Mein Dank gilt allen, die mich während meiner Diplomarbeit begleitet und direkt- oder<br />
indirekt unterstützt haben.<br />
Einen besonders tiefen Dank möchte ich meinen Betreuern aussprechen.<br />
<br />
<br />
Herrn Professor Keller, der mich durch seine interessanten Vorlesungen und seine<br />
konstruktiven Hinweise bei meiner Studienjahresarbeit und bei der Bearbeitung der<br />
Diplomarbeit motiviert hat, weiter in das Gebiet der medizinischen Strahlenphysik<br />
vorzudringen.<br />
Herrn Dr. Scheithauer und Herrn Dipl. Ing Schwedas, <strong>für</strong> ihre große Unterstützung<br />
beim Kennenlernen der vorhandenen Geräte-und Messtechnik, der Durchführung<br />
der zahlreichen Messungen, sowie <strong>für</strong> die gegebenen Hinweise und ihre ständige<br />
Gesprächsbereitschaft bei Problemen.<br />
Außerdem möchte ich Herrn Prof. Wendt und Herrn Dr. Wiezorek danken, die meine<br />
Diplomarbeit durch das kooperative Zusammenwirken der TU-Ilmenau und der FSU-Jena<br />
ermöglicht haben.<br />
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