Komory

Pomiary dawek promieniowania
wytwarzanego w liniowych
przyspieszaczach na użytek
radioterapii
Włodzimierz Łobodziec
Zakład Radioterapii
Szpitala im. S. Leszczyńskiego
w Katowicach
Cel radioterapii – napromienienie obszaru PTV zaplanowaną,
możliwie jednorodną, dawką z równoczesnym dużym gradientem
dawki poza tym obszarem
Obszary w planowaniu radioterapii
GTV (Gross Tumour Volume )
CTV (Clinical Target Volume)
PTV (Planning Target Volume )
TV (Treated Volume) obszar leczony
IV (Irradiated Volume)-obszar napromieniany
Fantom
Woda stanowi standardowy materiał do pomiarów dozymetrycznych
zarówno dla wiązek fotonów jak i elektronów.
Stosuje się również fantomy stałe (mieszanka odpowiednich
komponentów).
Fantom stały musi imitować wodę pod względem:
 gęstości,
 liczby elektronów w gramie materiału,
 efektywnej liczby atomowej Zeff.
Dla promieniowania wytwarzanego w liniowych przyspieszaczach
Z eff
Z i2
∑ ai
Ai
i
=
Zi
∑ ai
Ai
i
ai, Zi, Ai – masowy udział, liczba atomowa, liczba masowa i-tego składnika.
Detektory promieniowania dla rutynowej dozymetrii
w radioterapii

Cylindryczna (naparstkowa) komora jonizacyjna 0.6 cm3 –
typu Farmer
3.
Płaska komora jonizacyjna – np. typu Markus
–
Detektory półprzewodnikowe:

Diody krzemowe

MOSFET – Metal-Oxide Semiconductor Field Effect
Transistor
Cylindryczna komora jonizacyjna typu „Farmer”
Punkt referencyjny komory cylindrycznej
jest zlokalizowany na osi komory w połowie długości naparstka komory.
W wyniku absorpcji fotonów w naparstku komory, we wnęce komory
powstaje ładunek elektryczny.
D pow
Q
≈
m
Dwoda ≈ D pow ⋅ s woda , pow s woda , pow = f ( E )
Komora wykalibrowana służy do pomiaru w fantomie dawki absolutnej
wiązek fotonów oraz elektronów o energii powyżej 10MeV.
Płaska komora jonizacyjna
1. elektroda (wejściowa)- polaryzacyjna
2. elektroda zbiorcza
3.Pierścień ochronny.
a-wysokość wnęki powietrznej.
d- średnica elektrody (wejściowej)
m- średnica elektrody zbiorczej
g- szerokość pierścienia ochronnego.
Punkt referencyjny komory - to
środek wewnętrznej powierzchni
okna komory
Wykalibrowana komora służy do pomiaru w fantomie dawki absolutnej wiązek
elektronów.
Zalecana także do pomiarów PDG wiązek fotonów – zwłaszcza w obszarze
buildup.
Dioda krzemowa
– to detektor, w którym półprzewodnik (krzem) o relatywnie małych
wymiarach używany jest do pomiarów dawki promieniowania.

W wyniku współoddziaływania z nim promieniowania jonizującego,
powstają nośniki ładunku elektrycznego (wolne elektrony i dziury z
ładunkiem dodatnim).

Liczba nośników jest proporcjonalna do energii promieniowania
jonizującego pochłoniętego w materiale półprzewodnika.

Elektrony przemieszczają się do obszaru n, a dziury do obszaru p co
powoduje pojawienie się różnicy potencjałów – czyli napięcia elektrycznego
– o wartości proporcjonalnej do liczby nośników elektrycznych.

Wartość tego napięcia rejestrowana przez odpowiedni układ elektroniczny
jest proporcjonalna do dawki promieniowania.
Diody półprzewodnikowe są użyteczne do pomiarów dawki in vivo oraz do
pomiarów rozkładu dawki względnej w fantomie – zwłaszcza w obszarach dużego
jej gradientu.
Detektor MOSFET
- to miniaturowy detektor półprzewodnikowy, którego objętość
aktywna jest mniejsza niż 1 mm3. Mają zastosowanie głównie w
pomiarach dawki in vivo.
Detektor umocowany jest na cienkim pasku z poliamidu, z przewodem
umożliwiającym podłączenie go do zasilacza podczas napromieniania.
Okładki detektora wykonane są z elementów przewodzących, natomiast
dielektryk stanowi dwutlenek krzemu.
Na elektrody detektora podaje się napięcie progowe 20 V.
W wyniku działania promieniowania jonizującego, w detektorze powstają
nośniki ładunku elektrycznego w liczbie proporcjonalnej do pochłoniętej energii
promieniowania.
Nośniki, dochodząc do elektrod, zmniejszają różnicę napięć o odpowiednią
wartość.
Zmiana wartości różnicy napięć jest proporcjonalna do pochłoniętej energii
promieniowania jonizującego.
W detektorach używanych w radioterapii, w zależności od zastosowanego zasilacza,
dawka promieniowania 1cGy powoduje zmniejszenie napięcia detektora o 1mV lub 3mV.
Detektor MOSFET może zatem skumulować dawkę promieniowania odpowiednio 200Gy
lub 70Gy, po czym staje się bezużyteczny.
Procentowe niepewności
Dawka [cGy]
Standardowy
200
<2 %
Wysokiej
czułości
<0,8%
100
<3%
<1,2%
20
<8%
<3%
Kalibracja komory cylindrycznej
Zref=5 cm lub 10 cm
S=10cm x 10cm
a>5cm
Porównując wskazania kalibrowanego dawkomierza (MCo) z wartościami poprawnymi
dawki w wodzie (Dw,Co), określa się współczynnik kalibracyjny badanego dawkomierza w
wodzie jako:
N D , w,Co =
Dw,Co [ cGy ]
M Co [ nC ]
MCo – skorygowane na ciśnienie, temperaturę, efekt polaryzacji.
Symbol Co można zastąpić ogólnym symbolem Q
Dawka w wodzie na głębokości zref dla jakości promieniowania Q – innej
niż Q0 użytej do kalibracji komory – wynosi:
Dw,Q = M Q ⋅ N D , w,Q0 ⋅ k Q ,Q0
Współczynnik korekcyjny zdefiniowany
jako:
k Q ,Q0 =
N D , w ,Q
N D , w,Q0
winien być wyznaczony dla indywidualnej komory i stosowanej wiązki u
użytkownika.
Obliczone współczynniki korekcyjne dla różnych cylindrycznych komór
jonizacyjnych i jakości wiązki fotonów podano w tabeli 6.III raportu 398 IAEA.
Jakość wiązki fotonów – Q – określa się jako:
Q=
TPR (20)
PDD(20)
= 1,2661 ⋅
− 0,0595
TPR (10)
PDD(10)
Pomiar wydajności fotonów
Dawkomierz Keithley nr ser. 91745, komora PTW "Farmer" typ 3004 nr 0241
MV
M∙kp,T
LJM
[nC]
SSD
głęb.
ND,w,Qo
[cm]
[cm]
[cGy/nC]
TPR20,10
kQ(*)
Dst
XIO
[cGy/JM]
[cGy/JM]
%∆
6
12,27
100
90
10
5,535
0,671
0,991
0,651
0,653
-0,3
15
14,36
100
90
10
5,353
0,762
0,975
0,749
0,749
0,1
*) Tabela 6.III str.64
DW ,Q = M Q ⋅ N D ,W ,Qo ⋅ kQ ,Qo
Kalibracja komory płaskiej – Markus
Istnieje związek empiryczny: E0 = C. R50, C = 2,33MeV . cm- 1
Jakość wiązki elektronów (R50) użytej do kalibracji komór płaskich
wynosiła 8,74 g cm-2.
Qcross– jakość wiązki użytej do kalibracji
Zref=0,6R50- 0,1
S= 10cm x10cm,
R50<7gcm2
S= 20cm x20cm,
R50>7gcm2
Porównując wskazania (MQcross) kalibrowanego dawkomierza z wartościami
poprawnymi dawki w wodzie (Dw,Qcross), określa się współczynnik kalibracyjny
badanego dawkomierza jako:
N D ,w,Qcross =
Dw,Qcross [ cGy ]
M Qcross [ nC ]
MQcross- skorygowane na ciśnienie, temperaturę, efekt polaryzacji i rekombinacji jonów
Dawka w wodzie na zref dla jakości wiązki elektronów Q – innej niż
Qcross – wynosi :
DW ,Q = M Q ⋅ N D ,W ,Qcross ⋅ k Q ,Qcross
Współczynnik korekcyjny zdefiniowany jako:
k Q ,Qcross =
N D ,w,Q
N D , w,Qcross
winien być wyznaczony dla indywidualnej komory i stosowanej wiązki u użytkownika –
co jest trudne do wykonania.
W tabeli 7.IV raportu 398 IAEA podano obliczone współczynniki korekcyjne dla
różnych płaskich komór jonizacyjnych i jakości wiązki elektronów – jednak w
stosunku do współczynnika pośredniego Qint, odpowiedniego dla jakości wiązki
o R50 = 7,5 g cm-2.
Fragment tabeli 7.IV IAEA:
Obliczone wartości kQ,Qint w funkcji jakości wiązki R50 (Qint = 7,5 g.cm-2)
Jakość wiązki
R50 [g . cm- 2]
Komora Markus
2
3
1,038
1,028
4
5
6
1,020 1,014 1,008
7
8
10
13
16
1,003
0,997
0,988
0,976
0,965
Aby skorzystać z wartości współczynników zamieszczonych w tabeli 7.IV raportu 398,
należy je znormalizować do wartości współczynnika Qcross określonego dla jakości wiązki
R50=8,74 g.cm-2 użytej do kalibracji – zatem:
k Q ,Qcross = k Q ,Qint ⋅
1
k Qcross ,Qint
Uwzględniając wartości zawarte w tabeli będzie:
k Q,Qcross = k Q,int ⋅ 1,006
oraz dawka na zref będzie:
DW ,Q = M Q ⋅ N D,W ,Qcross ⋅ k Q,Qint ⋅ 1,006
Pomiar wydajności elektronów
Dawkomierz Keithley nr ser. 91745 ,
Pomiar dawki w wodzie komorą Markus kalibrowaną w wiązce (Qcross) elektronów
o jakości R50=8,74g.cm-2
MeV
M∙kp,T
LJM
[nC]
SSD
zref(*)
ND,w,Qcross
R50
[cm]
[cm]
[cGy/nC]
[cm]
kQ,Qcross(**)
D(max/ref)
Dst
XIO
[cGy/JM]
[cGy/JM]
%∆
6
1,8190
100
100
1,3
50,93
2,3
1,043
1,000
0,966
0,962
0,5
9
1,8300
100
100
2,1
50,93
3,6
1,028
1,000
0,958
0,959
-0,1
12
1,8252
100
100
2,8
50,93
4,8
1,021
1,000
0,949
0,956
-0,7
15
1,8543
100
100
3,6
50,93
6,1
1,014
1,0000
0,958
0,960
-0,2
18
1,8364
100
100
4,5
50,93
7,7
1,000
1,014
0,948
0,946
0,3
21
1,8066
100
100
5,0
50,93
8,5
1,000
1,028
0,946
0,943
0,3
cross
= kQ ,Q
*)
zref = 0,6 ⋅ R50 − 0,1
**)
kQ ,Q
int
⋅
1
kQ
cross ,Qint
= kQ,Q
int
⋅ 1,006
Łączne wartości procentowej niepewności określenia dawki w wodzie
na zref z uwzględnieniem niepewności:

kalibracji dawkomierza (PSDL i SSDL),

stabilności dawkomierzy (standardowego i kalibrowanego),

MQ względem mierzonej LJM,

współczynnika jakości wiązki kQ,

współczynników korekcyjnych kalibrowanego dawkomierza.
σ [%]
Promieniowanie
komora
Technika kalibracji
Fotony
cylindryczna
wiązka γ 60Co
1,5
Elektrony (R50>4 g cm-2)
cylindryczna
wiązka γ 60Co
1,6
Elektrony (R50>4 g cm-2)
cylindryczna
wiązka elektronów Qcross
1,4
Elektrony (R50>1 g cm-2)
płaska
wiązka γ 60Co
2,1
Elektrony (R50>1 g cm-2)
płaska
wiązka elektronów Qcross
1,4
Wartości procentowej niepewności obliczonego
współczynnika jakości wiązki kQ
σ [%]
Promieniowanie
komora
Technika kalibracji
Fotony
cylindryczna
wiązka γ 60Co
1,0
Elektrony (R50>4 g cm-2)
cylindryczna
wiązka γ 60Co
1,2
Elektrony (R50>4 g cm-2)
cylindryczna
wiązka elektronów Qcross
0,9
Elektrony (R50>1 g cm-2)
płaska
wiązka γ 60Co
1,7
Elektrony (R50>1 g cm-2)
płaska
wiązka elektronów Qcross
0,6
Detektor półprzewodnikowy
Wskazania detektorów półprzewodnikowych są proporcjonalne do pochłoniętej
energii promieniowania:
R półprzewodnik ≈ Dawki
Mierzony względny rozkład dawki w fantomie – PDG lub profile – można
bezpośrednio wyrazić poprzez wskazania detektorów.
Komora jonizacyjna
R powietrze ≈
ładunek
≈ D powietrze
masa − powietrza
Rwoda ≈ D powietrze ⋅ s woda, powietrze
Fotony:
sw,p = const,
Elektrony:
sw,p = sw,p(E)
dla z > zmax
Porównanie krzywych jonizacji i PDG wiązki elektronów o
energii 15MeV.
110
Krzywe otrzymano na
100
podstawie pomiarów
90
wykonanych płaską
PDG
komorą jonizacyjna typu
80
% jonizacja
Markus 3162 o
70
współczynniku
[%]
60
ND,W = 50.93cGy.nC.
50
Kalibrowanej w wiązce
40
elektronów o jakości
30
R50=8,74 g.cm-2.
20
10
Warunki pomiaru:
0
0
10
20
30
40
50
gł[mm]
60
70
80
90
100
SSD= 100cm
S = 10cmx10cm
Wykres zależności PDG wiązki elektronów o energii 15MeV.
a) Powierzchnia czołowa detektora na
powierzchni wody
b) Powierzchnia czołowa detektora
przesunięta 1 mm nad powierzchnię wody
Dawka wejściowa
na głębokości
maksymalnej mocy dawki
Dawka w napromienianym środowisku (fantom lub pacjent),
pochodząca od pojedynczej stacjonarnej wiązki promieniowania,
w osi wiązki
Dawka wyjściowa
w odległości od wyjścia
wiązki ze środowiska
równej głębokości
maksymalnej dawki
danego promieniowania.
Fwej =
Dkom
Rwej
Dwej = Fwej ⋅ Rwej
Kalibracje detektora MOSFET w warunkach równowagi elektronów
F=
Dkom
RMOSFET
Dkom
F=
RMOSFET
Dskóra = F ⋅ RMOSFET
Dc (i ) Dc (ref )
/
M c (i ) M c (ref )
d (i ) =
Dm (i ) Dm (ref )
/
M m (i ) M m (ref )
d % = 100 ⋅ (d (i ) − 1)
Tolerancja procentowego odchylenia dawki dla
różnych obszarów wiązki fotonowej
Jednorodne
Obszar
Środowisko,
prosta geometria
Oś centralna -wysoka dawka, mały gradient
dawki
Narastanie dawki w osi centralnej wiązki,
penumbra - wysoka dawka, duży gradient
Poza centralną osią wiązki – wysoka dawka, mały
gradient dawki
Poza granicą wiązki promieniowania –niska
dawka, mały gradient dawki
Kompleksowa
geometria
(filtr klinowy,
niejednorodność,
asymetria,
bloki/LMC)
Zastosowanie
co najmniej
dwóch
kompleksowych
geometrii
2%
3%
4%
10%
lub
2 mm
15%
lub
3 mm
15%
lub
3 mm
3%
3%
4%
30%
(3%)
40%
(4%)
50%
(5%)