Ontwikkeling van een eenvoudige dosimeter voor de bepaling van het dosisverloop in de huid bij radiotherapie met fotonenbundels

Ontwikkeling van een eenvoudige dosimeter voor de bepaling van het dosisverloop in de huid bij radiotherapie met fotonenbundels Pieter Vankelecom

Promotor: prof. dr. ir. Carlos De Wagter Begeleider: Annemieke De Puysseleyr Masterproef ingediend tot het behalen van de academische graad van Master in de ingenieurswetenschappen: biomedische ingenieurstechnieken

Vakgroep Radiotherapie en Experimenteel Kankeronderzoek Voorzitter: prof. dr. ir. Carlos De Wagter Faculteit Ingenieurswetenschappen Academiejaar 2010-2011

Ontwikkeling van een eenvoudige dosimeter voor de bepaling van het dosisverloop in de huid bij radiotherapie met fotonenbundels Pieter Vankelecom

Promotor: prof. dr. ir. Carlos De Wagter Begeleider: Annemieke De Puysseleyr Masterproef ingediend tot het behalen van de academische graad van Master in de ingenieurswetenschappen: biomedische ingenieurstechnieken

Vakgroep Radiotherapie en Experimenteel Kankeronderzoek Voorzitter: prof. dr. ir. Carlos De Wagter Faculteit Ingenieurswetenschappen Academiejaar 2010-2011

Voorwoord Nog voor de thesisonderwerpen bekend werden gemaakt, hoopte ik mijn onderwerp te vinden bij de vakgroep Radiotherapie en Experimenteel Kankeronderzoek. De gedachte om als ingenieur/stralingsfysicus daadwerkelijk een bijdrage te leveren om kankerpati¨enten te helpen, heeft hierin zeker een rol gespeeld. Mijn oog viel op het onderwerp over filmdosimetrie en na een eerste gesprek, waarin Prof Carlos De Wagter zeer enthousiast het onderwerp voorstelde, was mijn keuze snel gemaakt. Mijn laatste jaar aan de universiteit wordt er ´e´en waarin het woord ’EBT2’ vaak voorkomt. Graag wil ik in dit voorwoord mijn promotor Prof Carlos De Wagter en mijn thesisbegeleidster Annemieke De Puysseleyr oprecht bedanken. Zij stonden steeds enthousiast klaar om me te helpen met problemen en vragen en om me bij te staan bij experimenten. Het was nooit een probleem om meestal tot zeer laat op de avond een experiment uit te voeren. Hun gezelschap maakte het wachten tijdens de bestralingen een heel stuk aangenamer, gezelliger en vooral verrijkend. Ook wil ik graag Raju Srivastava bedanken voor de boeiende samenwerking bij de experimenten met de magneten. Een speciale dank gaat uit naar mijn ouders, broer en zus. Zij steunden me steeds voor de volle 100% tijdens mijn opleiding, stonden klaar als er een probleem was of boden een zeer welkom luisterend oor als er iets niet helemaal naar wens verliep. De logistieke steun die ze boden heeft zeker bijgedragen in het succesvol afronden van mijn opleiding. Bovendien wil ik hen bedanken voor de hulp bij de zoektocht naar spel- en grammaticale fouten in deze scriptie.

Pieter Vankelecom, juni 2011

i

Toelating tot bruikleen

“De auteur geeft de toelating deze masterproef voor consultatie beschikbaar te stellen en delen van de masterproef te kopi¨eren voor persoonlijk gebruik. Elk ander gebruik valt onder de beperkingen van het auteursrecht, in het bijzonder met betrekking tot de verplichting de bron uitdrukkelijk te vermelden bij het aanhalen van resultaten uit deze masterproef.”

Pieter Vankelecom, juni 2011

ii

Ontwikkeling van een eenvoudige dosimeter voor de bepaling van het dosisverloop in de huid bij radiotherapie met fotonenbundels door Pieter Vankelecom Masterproef ingediend tot het behalen van de academische graad van Master in de ingenieurswetenschappen: Biomedische ingenieurstechnieken Academiejaar 2010-2011 Promotor: Prof. Dr. Ir. Carlos De Wagter Scriptiebegeleider: Ir. Annemieke De Puysseleyr Faculteit Ingenieurswetenschappen Universiteit Gent Vakgroep Radiotherapie en Experimenteel Kankeronderzoek Voorzitter: Prof. Dr. Ir. C. De Wagter Samenvatting De geabsorbeerde dosis aan het oppervlak en in de eerste millimeters van de build-up is niet eenvoudig experimenteel te bepalen of te berekenen in klinische situaties. Daarom werden in deze scriptie de mogelijkheden onderzocht om met een stapel radiochrome EBT2 films de dosis in de eerste millimeter van de build-up te bepalen bij fotonenbundels in de radiotherapie, met het oog op toepassing bij bepaling van de huiddosis. Eerst werd onderzocht of een stapel EBT2 films wel geschikt is om dosimetrie in de build-up uit te voeren. Hierbij werd aandacht besteed aan het digitaliseren van de EBT2 film en de invloed van een luchtlaag op het meetresultaat. Luchtlagen kunnen ontstaan bij gebruik van de films op gekromde oppervlakken. Er kon geen significante invloed van een luchtlaag op de met EBT2 gemeten dosis worden aangetoond. Bij een vergelijkende studie van metingen in de eerste millimeter van de build-up, blijkt de extrapolatiekamer een hogere relatieve dosis te meten in vergelijking met een stapel EBT2 films. Vervolgens werd een stapel EBT2 films gebruikt voor enkele aspecten van oppervlakte- en buildup dosimetrie: het bestuderen van de invloed van elektronencontaminatie op de dosis in de build-up, het vergelijken van de door een planningsysteem berekende dosis in de build-up met EBT2 metingen en de invloed van een schuin invallende bundel op de dosis aan het oppervlak en in de build-up. Uit deze resultaten blijkt dat elektronencontaminatie vooral een invloed heeft op de dosis binnen de eerste millimeter van de build-up. In deze zone overschat het planningsysteem Pinnacle3 de dosis in vergelijking met EBT2 metingen. Een schuin invallende bundel zorgt voor een hogere dosis in de build-up en een verschuiving van de plaats van maximale dosisafgifte in de richting van het oppervlak. Trefwoorden Radiochrome film, huiddosis, bundelcontaminatie

Development of a film dosimeter for skin dose measurements in radiotherapy photon beams Pieter Vankelecom Supervisor(s): Carlos De Wagter, Annemieke De Puysseleyr Abstract—This study assesses a stack of 5 radiochromic EBT2 films as a surface and build-up dosimeter in radiotherapy photon beams. By means of this dosimeter, we investigated the effect of electron contamination, the accuracy of a collapsed cone convolution/superposition algorithm and the influence of the angle of incidence for surface dosimetry in 6 and 18 MV photon beams. Keywords—Radiochromic film, skin dose, beam contamination

I. I NTRODUCTION Skin dosimetry is important in predicting cosmetic side effects of radiation therapy. The relevant depth for absorbed dose determination in skin depends on the biological effect considered and varies between 20 and 500 µm.[1] In this region, absorbed dose measurements and calculations are highly complicated by the presence of contaminating radiation and the lack of charged particle equilibrium. While different types of dosimeters have been proposed for surface dosimetry, most of them have shown significant drawbacks. Even the extrapolation chamber, generally considered as the reference for surface dosimetry, has limited use for small fields and curved surfaces in modern IMRT. Additionally, analytical techniques such as superposition/convolution algorithms fail to assess surface dose. Consequently, the primary objective of this study is an assessment of a stack of radiochromic EBT2 films as a surface dosimeter. Moreover, it is used to evaluate the influence of electron contamination in 6 and 18 MV photon beams and the accuracy of dose calculations by the Pinnacle3 treatment planning system (TPS). We also studied the effect of the photon beam’s angle of incidence on absorbed dose in the build-up region. II. M ATERIALS AND METHODS A. Phantom and irradiation Depth-dose measurements are performed by positioning a stack of 5 Gafchromic EBT2 films (3.4x3.7 cm2 , lot no F03181002, International Specialty Products, Wayne, NJ, USA) on the surface of a 30x30x20 cm3 polystyrene slab phantom (Polystyrol 495F, BASF, Germany, ρ= 1.02 g/cm3 ). The corresponding measurement depths are 95, 380, 665, 950 and 1235 µm. Absorbed dose readings are normalised to dose measurements at 15 and 31 mm depth for 6 and 18 MV photon beams respectively. Moreover, 6x6 cm2 EBT2 films, positioned parallel to the beam axis, allow to measure depth-dose profile. B. Film digitisation and analysis Film digitisation is performed prior to and 36 hours after irradiation on a Nikon Super Coolscan 9000 ED transmission scanner (Nikon Co. Tokyo, Japan) for depth-dose measurements and an Epson Expression 10000XL flatbed scanner (Seiko Epson Corporation, Nagano, Japan) for depth-dose profiles. All films are scanned in the 48 bit RGB (red, green, blue) transmission mode with a resolution of 100 dpi. All images are corrected for scanner response non-uniformities. Film analysis is performed

in Matlab (The Math Works, Inc., Natwick, MA, USA) on the red channel data. Mean absorbed dose values and corresponding standard deviations are computed in a 20x60 pixels (5.1x15.2 mm2 ) central region of the film. C. Experiments We first performed an assessment of the radiochromic film stack as a surface dosimeter. As air layers between films or between the film and a phantom are difficult to eliminate, their influence on absorbed dose is investigated. We also compared the EBT2 film stack measurements to extrapolation chamber (type 23392, PTW, Germany) and Markus plane-parallel chamber (type 34045, PTW, Germany) results. These experiments are conducted in a 6 MV photon beam on the Elekta Synergy linear accelerator (Elekta, Crawley, UK). Field size at isocentre is 9.6x9.6 cm2 and SSD 90 cm. Secondly, the EBT2 film stack is used to investigate multiple aspects of superficial dose in radiotherapy photon beams. The influence of electron contamination on surface and build-up dose is studied by means of depth-dose measurements without and with magnets just above and 10 cm above the phantom. In this set-up, electrons are eliminated from the beam by the Lorentz force acting on them in the magnetic field. Measurements are performed for both a static and a dynamic IMRT field (2x9.6 cm2 at isocenter, SSD 95 cm) in 6 and 18 MV photon beams on the Elekta SLiplus linear accelerator (Elekta, Crawley, UK). Furthermore, EBT2 film stack measurements are compared to dose calculations with the collapsed cone convolution/superposition algorithm implemented in the Pinnacle3 TPS (Philips Medical Systems). Finally, we evaluated the dependency of surface and build-up dose on the photon beam’s angle of incidence. To this purpose, a 6 MV photon beam (field size at isocentre 9.6x9.6 cm2 , SSD 100 cm) on the Elekta Synergy linear accelerator is used. III. R ESULTS Our experiments could not demonstrate any statistically significant (α=0.05) change in absorbed dose in the radiochromic film stack due to the presence of an air layer (max. thickness tested 2.565 mm) between the films or between the films and the phantom. The comparison of extrapolation chamber, Markus planeparallel chamber and film stack measurements is presented in figure 1. These results confirm the well-known over response of the Markus chamber compared to the extrapolation chamber. Relative doses measured by the extrapolation chamber, however, exceed the film stack values by approximately 5%. The results concerning the electron contamination are shown in figure 2. In 6 MV photon beams, the presence of a magnetic field just above the phantom clearly reduces the relative dose at 95 µm depth. An increase in relative dose is, on the contrary, found for 18 MV photon beams. In this case, the contaminating

Relative dose to dose at 15 mm (%)

80,00

70,00

60,00

50,00

Pinnacle³ EBT2 Markus Extrapolation

40,00

and profile measurements. Note, however, that depth-dose measurements and profile measurements differ by 90.5% at 95 µm depth. This discrepancy, however, is reduced to 13.5% at 1.235 mm depth. The inset in figure 3 also demonstrates a shift of the position of maximal dose absorption towards the surface in case of an oblique beam (45◦ ).

30,00

20,00

10,00

0

1

2

3

4

5

Measuring depth (mm)

Fig. 1. Comparison between EBT2, extrapolation and Markus plane-parallel chamber measurements and Pinnacle3 dose calculations. Error bars on EBT2 measurements represent the calculated standard deviations in the ROI.

electrons could not be removed from the beam and are focussed on the central line on the film where the mean dose is calculated. However, these electrons were removed from the beam by positioning the magnets 10 cm above the phantom. This procedure reduces the absolute dose (cGy) by 8.7% and 16.1% in the 6 and 18 MV static field respectively. As can also be observed from figure 2, relative doses at 95 µm depth are generally lower for the dynamic IMRT field compared to the static field. In terms of absolute dose, the static field exceeds the dynamic field by 6.8% and 3.5% for 6 and 18 MV photon beams respectively.

Rel. dose to dose at 15 mm / 31 mm (%)

12,00 without magnet

11,00

6 MV 10,00

magnet holder 10cm above phantom

with magnet

9,00 8,00 7,00 with magnet 6,00

18 MV without magnet

5,00 4,00 3,00

magnet holder 10cm above phantom

Static field

Dynamic field

Fig. 2. Relative dose (depth 95 µm), 6 MV (curve on top, relative dose to dose at 15 mm) and 18 MV (curve on the bottom, relative dose to dose at 31 mm) photons with and without magnet. Error bars represent the calculated standard deviations in the ROI.

The comparison of the Pinnacle3 dose calculations and the film stack measurements is illustrated in figure 1. The resolution of the Pinnacle3 TPS is 0.7 mm in the beam direction and 3 mm in the perpendicular directions. Further improvement of the dose grid resolution could not be achieved. The relative dose, measured by EBT2, increases from 17.5% at 95 µm depth to 49.6% at 1.235 mm depth. Figure 1 clearly demonstrates an overestimation of the calculated relative dose in the first millimetre of the build-up compared to the film stack and extrapolation chamber measurements. Finally, figure 3 demonstrates an increase in surface and buildup dose in an oblique photon beam (45◦ ) compared to a beam perpendicular to the phantom surface (0◦ ). For a 45◦ rotated beam, an absolute dose increase of 38.2% can be observed at 95 µm depth. This trend is observed in both the depth-dose

Fig. 3. Profile (line) and depth-dose measurements (points) in build-up for beam angle 0◦ and 45◦ . Inset: Profile measurements beam angle 0◦ and 45◦ .

IV. D ISCUSSION AND CONCLUSION This study assessed and demonstrated the value of a radiochromic film stack as a surface and build-up dosimeter in radiotherapy photon beams. Our experiments could not demonstrate any significant effect of an air layer, with a maximal thickness of 2.565 mm, on absorbed dose measurements in the film stack. Film stack measurements however, were found to differ from extrapolation chamber measurements by approximately 5%. This discrepancy might be related to the uncertainty on the effective point of measurement for this ionisation chamber.[2] Consequently, the radiochromic film stack was successfully used to investigate multiple aspects of superficial dose in radiotherapy photon beams. Relative dose at 95 µm depth was demonstrated to decrease by 8.7% and 16.1% in 6 and 18 MV static fields when contaminating electrons are removed by means of a magnetic field. Relative dose was found to be lower for a dynamic IMRT field compared to a static field. Compared to our film stack and extrapolation chamber measurements, the collapsed cone convolution/superposition algorithm implemented in Pinnacle demonstrated a strong overestimation of the absorbed dose in the first millimetre of the build-up region. This is attributed to the limited resolution of the Pinnacle dose grid and uncertainties in build-up dosimetry involved in the TPS beam-modelling. Depth-dose measurements and profile measurements also demonstrated an increase in surface and build-up dose for obliquely incident photon beams (45◦ ). The discrepancy between depth-dose and profile measurements might be related to positioning errors or damage to the film’s edge due to cutting of the film. R EFERENCES [1] ICRP59, “ICRP publication 59: The biological basis for dose limitation in the skin,” ICRP Publication 59. Ann. ICRP 22(2), 1992. [2] I. Kawrakow, “On the effective point of measurement in megavoltage photon beams,” Medical Physics, vol. 33, no. 6, pp. 1829–1839, 2006.

Inhoudsopgave Voorwoord

i

Toelating tot bruikleen

ii

Overzicht

iii

Extended abstract

iv

Lijst van afkortingen en symbolen

ix

1 Radiotherapie en huidtoxiciteit 1.1 Algemene principes van de radiotherapie 1.2 Opwekken van ioniserende straling . . . 1.3 Huidtoxiciteit bij radiotherapie . . . . . 1.3.1 Functies van de huid . . . . . . . 1.3.2 Opbouw van de huid . . . . . . . 1.3.3 Huidreactie op straling . . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

2 Oppervlaktedosimetrie 2.1 Huidsparend effect met MV-fotonenbundels . . . 2.2 Contaminatie van de fotonenbundel en invloed op 2.3 Experimenteel bepalen van de oppervlaktedosis . 2.3.1 Moeilijkheden bij oppervlaktedosimetrie . 2.3.2 Ionisatiekamer . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.3 Thermoluminescentie dosimeter . . . . . . 2.3.4 MOSFET . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.5 Radiografische film . . . . . . . . . . . . . 2.3.6 Diode . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3 De 3.1 3.2 3.3

radiochrome film: GafChromic EBT2 Opbouw en principe . . . . . . . . . . . . . . Absorptiespectrum GafChromic EBT2 . . . . Dosisbepaling met GafChromic EBT2 . . . . 3.3.1 Digitaliseren van een radiochrome film 3.3.2 Kalibreren van een radiochrome film . 3.4 Eigenschappen van radiochrome films . . . . vi

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . . . oppervlaktedosis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . .

1 1 2 4 4 4 6

. . . . . . . . .

8 8 9 10 10 11 12 14 15 17

. . . . . .

18 18 19 20 20 21 22

Inhoudsopgave . . . . . . . . . . . . .

22 23 24 24 25 26 26 27 27 28 29 29 30

4 EBT2 als oppervlaktedosimeter 4.1 Inleiding . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.2 Onderzoek van EBT2 als oppervlaktedosimeter . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.3 Toepassingen van EBT2 als oppervlaktedosimeter . . . . . . . . . . . . . . . . . .

32 32 33 33

I

Onderzoek van EBT2 als oppervlaktedosimeter

34

5 Digitaliseren van EBT2 films met de Nikon Coolscan 5.1 Inleiding . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.2 Methode . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.2.1 Digitaliseren van radiochrome films . . . . . . . . 5.2.2 Proefopstelling . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.3 Resultaten en discussie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.4 Besluit . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

35 35 35 35 36 37 41

. . . . . . . . . . .

42 42 42 42 42 43 44 44 45 45 46 48

3.5

3.4.1 Energieafhankelijkheid . . . . . . . . . 3.4.2 Fractioneren van de dosis . . . . . . . 3.4.3 Dosistempo . . . . . . . . . . . . . . . 3.4.4 Stabiliteit van de film na bestraling . 3.4.5 Invloed van licht en UV-straling . . . 3.4.6 Uniformiteit van de film . . . . . . . . 3.4.7 Invloed van water op de film . . . . . Scaneigenschappen van radiochrome films . . 3.5.1 Scanparameters . . . . . . . . . . . . . 3.5.2 Ori¨entatie van de film op de scanner . 3.5.3 Newtonringen . . . . . . . . . . . . . . 3.5.4 Niet-uniforme respons van de scanner 3.5.5 Opwarmen van de scanner . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

6 Diepte-dosisprofiel in de huid 6.1 Inleiding . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.2 Methode . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.2.1 Karakteristieken van de bundel . . . . . . . 6.2.2 Kalibratie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.2.3 Stapel EBT2 films . . . . . . . . . . . . . . 6.2.4 Extrapolatiekamer . . . . . . . . . . . . . . 6.2.5 Markus plan-parallelle kamer . . . . . . . . 6.3 Resultaten en discussie . . . . . . . . . . . . . . . . 6.3.1 Radiochrome EBT2 film . . . . . . . . . . . 6.3.2 Extrapolatiekamer en plan-parallelle kamer 6.4 Besluit . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

vii

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . .

. . . . . .

. . . . . . . . . . .

Inhoudsopgave 7 Invloed van een luchtlaag op de gemeten dosis 7.1 Inleiding . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 7.2 Methode . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 7.3 Resultaten en discussie . . . . . . . . . . . . . . . 7.4 Besluit . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

II

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

. . . .

49 49 49 51 53

Toepassingen van EBT2 als oppervlaktedosimeter

54

8 Invloed van elektronencontaminatie op de oppervlaktedosis 8.1 Inleiding . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8.2 Methode . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8.3 Resultaten en discussie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8.4 Besluit . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . .

55 55 55 56 62

. . . . . .

63 63 63 63 63 64 65

. . . . . . .

66 66 66 66 67 67 68 71

9 Accuraatheid van Pinnacle3 9.1 Inleiding . . . . . . . . . . 9.2 Methode . . . . . . . . . . 9.2.1 EBT2 . . . . . . . 9.2.2 Pinnacle3 . . . . . 9.3 Resultaten en discussie . . 9.4 Besluit . . . . . . . . . . .

. . . .

. . . .

. . . .

TPS voor bepaling oppervlaktedosis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

10 Oppervlaktedosis bij schuine bundelinval 10.1 Inleiding . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10.2 Methode . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10.2.1 Kalibratie . . . . . . . . . . . . . . 10.2.2 Dieptemetingen . . . . . . . . . . . 10.2.3 Profielmetingen . . . . . . . . . . . 10.3 Resultaten en discussie . . . . . . . . . . . 10.4 Besluit . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . .

. . . .

. . . . . .

. . . . . . .

. . . .

. . . . . .

. . . . . . .

. . . .

. . . . . .

. . . . . . .

. . . .

. . . . . .

. . . . . . .

. . . .

. . . . . .

. . . . . . .

. . . .

. . . . . .

. . . . . . .

11 Besluit en toekomstperspectief

72

Bibliografie

74

Lijst van figuren

80

Lijst van tabellen

82

viii

Lijst van afkortingen en symbolen ADC ~ B CCD D dmax Dmax dpi ~ E F~ I I0 ICRP IMRT Ka LED MOSFET MU OD ODR ODRnetto PDD q ROI SSD TLD ~v

Digitale waarde toegekend aan een gemeten lichtintensiteit Magnetisch veld [T] Charged-coupled device Geabsorbeerde dosis [Gy] Diepte van maximale dosisafgifte Maximale dosisafgifte dots per inch Elektrische veldsterkte [V/m] Kracht [N] gemeten lichtintensiteit uitgezonden lichtintensiteit International Commission on Radiological Protection Intensity Modulated Radiation Therapy Kerma in lucht Light-emitting diode Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor Monitor unit Optische densiteit Optische densiteit in het rode kanaal Optische densiteit in het rode kanaal met achtergrondcorrectie Percent depth dose, relatieve dosis ten opzichte van de maximale dosis Lading van een geladen deeltje Region of interest Source-surface distance, afstand tussen bron en oppervlak Thermoluminescentie dosimeter snelheidsvector van een deeltje

ix

Hoofdstuk 1

Radiotherapie en huidtoxiciteit 1.1

Algemene principes van de radiotherapie

Radiotherapie is een vaak gebruikte methode bij de behandeling van tumoren. Deze methode kan men alleen of in combinatie met een chirurgische ingreep toepassen. Een tumor wordt gekenmerkt door een ongeordende en snelle proliferatie van cellen, die andere naburige weefsels kunnen invaderen of zich verspreiden over het lichaam via het lymfesysteem of via het bloed. Het doel van radiotherapie is om met behulp van ioniserende straling het groeien van een tumor te stoppen en om deze te vernietigen. Schade aan het DNA van een cel kan voldoende zijn om het delen van de cel te stoppen zodat deze cel uiteindelijk afsterft zonder nog verder dochtercellen te produceren. Niet elke cel in het lichaam is even gevoelig voor ioniserende straling: snel delende cellen zoals tumorcellen zijn gevoeliger voor straling dan cellen die een tragere celcyclus kennen. Normale cellen kunnen zich ook beter herstellen na een bestraling in vergelijking met tumorcellen, zodat het aangewezen is om de dosis te fractioneren over verschillende stralingssessies. [1], [2] De behandelende arts kan de therapie specifiek afstellen op de pati¨ent door vooraf de behandelingsduur, de benodigde dosis, het fractioneren in verschillende sessies en de grootte van de bestraalde zone vast te leggen. Al deze factoren moeten ervoor zorgen dat het effect van de ioniserende straling op de tumorcellen zo hoog mogelijk is met een aanvaardbaar en zo laag mogelijk nadelig effect voor de gezonde cellen. Om een zo goed mogelijke behandeling uit te voeren, waarbij men een zo groot mogelijke dosis op de tumor wil bereiken met een zo laag mogelijke dosis voor het omringende gezonde weefsel, maakt men in de radiotherapie gebruik van planningsystemen en speciale bestralingstechnieken. Planningsystemen laten toe om op basis van anatomische informatie van de pati¨ent uit bijvoorbeeld een CT-scan karakteristieken van verschillende bundels, zoals de vorm van het veld en het aantal MU (monitor unit) te berekenen. Zo bekomt men een gewenste dosisverdeling in de pati¨ent. Met behulp van IMRT (Intensity Modulated Radiation Therapy) is men in staat om met bewegende leafs in de kop van de versneller complexe velden te produceren. Ondanks al deze moderne technieken is het onmogelijk om bestraling van gezond weefsel volledig uit te sluiten. Bepaalde fracties gezond weefsel zullen steeds een niet te verwaarlozen dosis krijgen en dit kan mogelijk onaangename bijwerkingen met zich meebrengen, zoals een rode en gevoelige huid.

1

Hoofdstuk 1. Radiotherapie en huidtoxiciteit De bekendste vorm van radiotherapie is externe bestraling, waarbij hoogenergetische fotonen worden gegenereerd door een interactie van versnelde elektronen met een targetmateriaal (Xstralen) of door radioactief verval van een kern (γ-stralen). Deze vorm van radiotherapie zullen we verder bespreken in de volgende paragraaf. Daarnaast kan men brachytherapie gebruiken als behandelingsmiddel. Bij brachytherapie brengt men een bron die ioniserende straling opwekt in de pati¨ent. Door deze bron gedurende bepaalde tijdsduren op bepaalde plaatsen te laten zitten, kan men een dosisverdeling opbouwen rond de tumor.

1.2

Opwekken van ioniserende straling

In de radiotherapie (met externe bestraling) genereert men ioniserende straling op twee verschillende manieren: met behulp van een 60 Co-bron of door versnelde elektronen te laten interageren met een materiaal. Een 60 Co-bron is een radioactieve bron die fotonen uitzendt met een energie van 1,17 MeV en 1,33 MeV. [3] Aangezien de bron radioactief vervalt, zal na verloop van tijd het dosistempo van de bron afnemen. Het zal dan een langere tijd in beslag nemen om eenzelfde dosis aan een pati¨ent te leveren dan bij een nieuwe bron. Een groot voordeel van deze techniek is dat men hiervoor geen complex toestel nodig heeft dat een intensief onderhoud vraagt. Ook stelt deze methode geen hoge eisen aan het elektrische stroomnetwerk. De andere methode maakt gebruik van versnelde elektronen die men laat interageren met een materiaal, waarbij fotonen ontstaan. Het ontstaan van fotonen is gebaseerd op het principe van remstraling (figuur 1.1), waarbij een invallend elektron wordt afgebogen door een atoomkern. De hoeveelheid energie die het elektron hierbij verliest, wordt omgezet onder de vorm van een uitgezonden foton in het X-stralengebied van het spectrum. Op deze manier krijgen we een continu spectrum van X-stralen met een maximale fotonenergie die gelijk is aan de energie van het invallend elektron. Deze maximale energie komt vrij bij een impact van het elektron op de kern. [4]

Figuur 1.1: Remstraling (afbeelding uit [4])

2

Hoofdstuk 1. Radiotherapie en huidtoxiciteit Om fotonen tot 100 kV te genereren, volstaat het om gebruik te maken van een X-stralenbuis. Hierin legt men dan tussen de kathode en de anode een spanning aan die zorgt voor de versnelling van de door een filament gegenereerde elektronen. Als deze elektronen dan invallen op een targetmateriaal met een hoog atoomgetal, ontstaat een spectrum aan X-stralen. In het domein van de radiotherapie werkt men echter met fotonen met een energie van de orde MV. Deze fotonen dringen dieper door in weefsel in vergelijking met laagenergetische fotonen en zorgen ook voor een huidsparend effect (zie volgende paragraaf). Om X-stralen met een energie van de orde MV te produceren is het niet meer mogelijk om elektronen te versnellen door een potentiaalverschil aan te leggen. [5]

Figuur 1.2: Schematische opstelling: radiotherapie met MV fotonen (afbeelding uit [6])

Om MV fotonen op te wekken maakt men in de radiotherapie gebruik van de opstelling die te zien is in figuur 1.2. De elektronen worden versneld door een lineaire versneller. Aangezien elektronen een kleine massa hebben, bereiken ze al heel snel een snelheid die de lichtsnelheid benadert. Relativistische effecten zorgen ervoor dat het onmogelijk is om elektronen te versnellen met behulp van een lineaire versneller die werkt op basis van een wisselend elektrisch veld en een serie drift tubes. Drift tubes zorgen voor bescherming van het te versnellen deeltje op bepaalde ogenblikken in de versnellingscyclus, zodat deze deeltjes steeds een versnellend effect ondervinden. Naar het einde van de versneller toe moeten deze drift tubes telkens langer worden en in het geval van het versnellen van elektronen met dit systeem zou dit leiden tot zeer onpraktische lengtes van drift tubes. Het is dus aangewezen om elektronen met een microgolfpijp te versnellen. [5] Bij deze techniek moet men microgolven inkoppelen in een microgolfpijp, een holle goed geleidende buis. Deze microgolven zorgen voor de versnelling van het elektron. We kunnen twee types microgolfbuizen onderscheiden: de lopende-golf-versnellerbuis en de staande-golf-versnellerbuis. In het geval van een lopende-golf-versnellerbuis worden de elektronen meegevoerd zoals een surfer op een golf. Bij een lopende-golf-versnellerbuis worden de microgolven ingekoppeld aan het begin van de versnellerbuis en terug uitgekoppeld aan het einde. Bij de staande-golf-versnellerbuis blijft het microgolfvermogen in de versneller en compenseert men enkel de verliezen in het materiaal. Met beide systemen krijgen we bij het uiteinde van de versneller geen continue stroom van versnelde elektronen, maar wel pakketjes van versnelde elektronen. Deze versnelde elektronen komen dan terecht op een target via een elektronen transport systeem dat bestaat uit 3

Hoofdstuk 1. Radiotherapie en huidtoxiciteit magneten. Door interactie van de versnelde elektronen met de atomen in het target ontstaan door remstraling hoogenergetische fotonen. [5]

1.3

Huidtoxiciteit bij radiotherapie

Bij de start van experimenten met X-stralen in het begin van vorige eeuw bleek al heel snel dat X-stralen een schadelijk effect hadden op de huid. Huidkanker door te hoge huiddosissen was dan ook een vaak voorkomend probleem bij fysici en technici die werkten met ioniserende straling. [7]

1.3.1

Functies van de huid

De bekendste functie van de huid is de bescherming van het lichaam. Deze kunnen we nog onderverdelen in een mechanische barri`ere, chemische barri`ere en een biologische barri`ere. De mechanische of fysische barri`ere wordt vooral uitgevoerd door de epidermis en zorgt ervoor dat de huid ondoordringbaar is voor bepaalde stoffen. De huid zorgt ervoor dat water en wateroplosbare stoffen van buiten het lichaam niet kunnen binnendringen, maar ook niet kunnen ontsnappen vanuit het lichaam. Andere stoffen zoals bijvoorbeeld O2 , CO2 en vitamine A, D, E en K kunnen wel door de huid dringen. De dikte van de epidermis is een compromis tussen ondoordringbaarheid en soepelheid. [8] De chemische barri`ere bevat onder andere secretieproducten van de huid en melanine. Melanine is een chemisch pigment dat cellen beschermt tegen schadelijke UV-straling. De lage pH-waarde van sommige secretieproducten van de huid remmen de groei van bacteri¨en. De biologische barri`ere bestaat uit Langerhanscellen, macrofagen en DNA. De Langerhanscellen presenteren indringers aan gespecialiseerde lymfocyten. De macrofagen vormen een tweede beschermingslijn om virussen en bacteri¨en onschadelijk te maken die toch door de epidermislaag geraakten. Naast de bescherming door melanine, beschermt het DNA ook zichzelf tegen schadelijke UV-straling. Elektronen in de DNA molecule absorberen energie afkomstig van UVstraling en geven deze energie door aan de atoomkernen, die opwarmen en meer vibreren. Het water rondom DNA neemt deze warmte op, zodat UV-straling eigenlijk omgezet wordt in een onschadelijke opwarming. [8] Naast de beschermende functie heeft de huid nog vele andere functies. Door dilatatie van de huidvaten en stimulatie van de zweetklieren, kan zweet op het huidoppervlak verdampen en zo warmte van de huid onttrekken. Naast regeling van de lichaamstemperatuur heeft de huid ook een metabole functie in de productie van vitamine D. Deze vitamine is belangrijk voor de opname van calcium uit het spijsverteringskanaal. Ook speelt de huid een belangrijke rol in de tastzin en werkt ze ook als bloedreservoir met een opslagcapaciteit van 5% van het totale bloedvolume. [8]

1.3.2

Opbouw van de huid

De huid bestaat uit twee belangrijke lagen: de epidermis en de dermis. Op figuur 1.3 kan men een doorsnede zien van de huid. De dikte van de huid varieert tussen 1,5mm en 4mm [8], afhankelijk van de plaats op het lichaam. 4

Hoofdstuk 1. Radiotherapie en huidtoxiciteit

Figuur 1.3: Doorsnede van de huid (afbeelding uit [8])

De epidermislaag is 30 tot 300 µm dik [2] en kan men nog eens onderverdelen in verschillende lagen, van dieper in de huid tot aan het oppervlak: stratum basale, stratum spinosum, stratum granulosum, stratum lucidum en stratum corneum. De verschillende cellen die men in de epidermis terugvindt zijn: keratinocyten, melanocyten, Merkel cellen en Langerhans cellen. Keratinocyten zijn de meest voorkomende cellen in de epidermis en zorgen voor de productie van keratine, een eiwit dat belangrijk is in de beschermende functie van de huid. Deze keratinocyten ontstaan in het stratum basale, de onderste laag van de epidermis die grenst aan de dermis. Het stratum basale wordt ook wel het stratum germinativum genoemd en bestaat uit ´e´en celrij. In dit deel van de epidermis ontstaan continu nieuwe keratinocyten die in een periode van 25 tot 45 dagen [8] in de richting van het oppervlak migreren. 10 tot 15 % van de cellen in het stratum basale zijn melanocyten, die instaan voor de synthese van melanine. Het stratum spinosum bestaat uit een variabel aantal cellagen waarin de aanwezige keratinocyten een onregelmatige vorm hebben en ook al gestart zijn met de synthese van keratine. In deze laag vindt men het grootste aantal Langerhans cellen in de epidermis. Zoals we reeds vermeldden in de vorige paragraaf, hebben deze cellen een belangrijke functie in het afweermechanisme van de huid. De structuur en de proliferatie van de cellen in het stratum basale en het stratum spinosum zijn bepalend voor de respons van de epidermis op stralingsge¨ınduceerde schade. Het stratum granulosum bestaat uit 3 tot 5 cellagen en vormt een scheiding tussen levende (stratum basale en stratum spinosum) en dode cellagen (stratum lucidum en stratum corneum) in de epidermis. De keratinocyten in deze cellaag krijgen een platte vorm en hun organellen beginnen uit elkaar te vallen. De cellen bevatten nu keratohyaline korrels, die helpen bij de vorming van keratine en korrels die watervaste glycolipiden bevatten en zo ervoor zorgen dat het waterverlies via de epidermis sterk gereduceerd wordt. Voor cellen die zich boven deze laag bevinden, is de 5

Hoofdstuk 1. Radiotherapie en huidtoxiciteit afstand tot de bloedvaten in de dermis te groot om nog gevoed te worden zodat deze afsterven. Het stratum lucidum is een dunne doorzichtige laag die bestaat uit vlakke, afgestorven keratinocyten. Deze cellaag is enkel duidelijk waarneembaar op plaatsen waar de huid iets dikker is, zoals aan de voetzool. De bovenste deellaag van de epidermis noemen we het stratum corneum of de hoornlaag. Deze cellaag bestaat uit afgestorven keratinocyten en heeft een dikte van 20 tot 30 cellagen. Het overvloedig aanwezige keratine speelt een belangrijke rol in de beschermende functie van de epidermis. De glycolipiden tussen de cellen zorgt ervoor dat deze laag waterbestendig is. Dagelijks verliezen we miljoenen dode huidcellen ter hoogte van het stratum corneum. Op plaatsen die sterker onderhevig zijn aan afschuring van de huid zoals handen en voetzolen, kan men een snellere celproductie en keratinevorming waarnemen. [2], [7], [8] Onder de epidermis ligt de dermis, de dikste laag van de huid met een totale dikte van 1 tot 3 mm, afhankelijk van de plaats op het lichaam. [7] Deze laag bestaat uit sterk, flexibel bindweefsel en bevat veel zenuwen. De dermis kan men nog eens onderverdelen in twee lagen: de papillaire en de reticulaire laag. De papillaire laag ligt net onder het stratum basale van de epidermis en bestaat uit los geweven collageen en elastine vezels. Deze laag bevat heel wat bloedvaten die zorgen voor het voeden van het stratum basale. Op figuur 1.3 kan men zien dat de zone tussen de epidermis en de dermis een golvend verloop kent. Deze uitsteeksels van de dermis noemen we dermal papillae en deze bevatten capillairen, uiteinden van zenuwen en tastreceptoren (lichaampjes van Meissner). De diepst gelegen laag van de dermis noemen we de reticulaire laag. De dikte van deze laag bedraagt ongeveer 80% van de totale dikte van de dermis. [8] De collageenbundels die verspreid in de reticulaire laag liggen, bepalen mee de mechanische eigenschappen van de huid. Onder de dermis ligt de hypodermis, maar deze maakt strikt genomen geen deel meer uit van de huid. Deze laag zorgt voor de vasthechting van de huid aan onderliggende structuren, voornamelijk spieren. Aangezien de hypodermis ook vet stockeert, kan deze laag ook dienst doen bij het absorberen van schokken en het bijhouden van lichaamswarmte. [8]

1.3.3

Huidreactie op straling

In deze scriptie richten we onze aandacht op de dosis die achterblijft in de huid bij radiotherapie en zo zorgt voor ongewenste bijwerkingen. De effecten van straling op de huid kan men onderverdelen in deterministische en stochastische effecten. [9] Deterministische effecten Deterministische effecten zijn effecten die optreden bij hogere dosissen en een hoog dosistempo. Eenmaal een bepaalde drempeldosis overschreden is, kan men een bepaald effect waarnemen. De graad van het effect neemt toe met toenemende dosis. De ernst van deze huidreacties wordt be¨ınvloed door behandelingsspecifieke factoren zoals fractionatie en type straling en pati¨entspecifieke factoren zoals de leeftijd en de gezondheidstoestand van de pati¨ent. [2] Deterministische effecten kan men nog onderverdelen in acute en laattijdige effecten. Als de huid een bepaalde dosis ontvangt, kan enkele uren na de bestraling erytheem ontstaan. De huid krijgt een rode kleur door dilatatie van bloedvaatjes en deze reactie mindert gewoonlijk 6

Hoofdstuk 1. Radiotherapie en huidtoxiciteit 24 tot 48 uur na de bestraling. [1], [7] Na verloop van tijd kunnen ook andere acute huidreacties ontstaan zoals droge of vochtige desquamatie. De drempeldosis waarop een acute huidreactie optreedt, is onder meer afhankelijk van de grootte van het stralingsveld en de energie van de straling. Bij grotere stralingsvelden of een hogere energie van de elektronenbundel ligt de drempeldosis lager dan bij kleinere velden of een lagere energie van de elektronenbundel. [7] Atrofie van de huid, waarbij de dermis van de huid dunner wordt, is een voorbeeld van een deterministisch laattijdig effect. Om deterministische huideffecten op lange termijn te bestuderen bij radiotherapie, stelt men in ICRP 59 [7] voor om een dosismeting uit te voeren in het bovenste deel van de dermislaag, tussen 300 en 500 µm. De totale dosis in deze zone gemeten over het leven van de pati¨ent mag niet hoger zijn dan 30 Gy als men laattijdige deterministische effecten wil voorkomen. [7] Stochastische effecten Stochastische effecten zijn effecten die pas op lange termijn optreden met een bepaalde waarschijnlijkheid die afhankelijk is van de dosis. In tegenstelling tot deterministische effecten, wordt bij stochastische effecten geen drempel aangenomen en is de ernst van de reactie niet afhankelijk van de dosis. Radiotherapie heeft als doel kanker te bestrijden, maar kan mogelijk op lange termijn een andere kanker induceren. In het geval van de huid spreken we over huidkanker. In ICRP 59 [7] vindt men terug dat men twee types huidkanker kan associ¨eren met ioniserende straling: basaalcelcarcinoom en plaveiselcelcarcinoom. Tussen het ontstaan van melanomen en ioniserende straling bestaat nog geen duidelijk verband. Aangezien het risico op stralingsge¨ınduceerde huidkankers kleiner is dan voor andere organen, bedraagt de wegingsfactor voor stochastische effecten op de huid slechts 0,01. [7] Om de probabiliteit op stochastische effecten te bestuderen, stelt men in ICRP 59 [7] voor om een dosismeting uit te voeren tussen 20 en 100 µm.

7

Hoofdstuk 2

Oppervlaktedosimetrie 2.1

Huidsparend effect met MV-fotonenbundels

Bij externe bestraling maakt men gebruik van hoogenergetische fotonen om de pati¨ent te behandelen. Fotonen zijn onrechtstreeks ioniserende deeltjes en moeten eerst interageren met atomen in het weefsel voor er secundaire geladen deeltjes ontstaan (bijvoorbeeld elektronen). Deze secundaire ladingdragers cre¨eren niet onmiddellijk ionenparen, maar dringen eerst dieper in het weefsel binnen voor ze elk een ionenpaar kunnen cre¨eren, wat zorgt voor het biologisch effect in het weefsel. Er is dus een verschil tussen de plaats waar het secundaire deeltje ontstaat en waar het zijn energie afgeeft met de vorming van een ionenpaar als gevolg. Bij intrede van een stralingsbundel in weefsel is de dosis die in de eerste millimeters van het weefsel geabsorbeerd wordt heel wat lager dan de maximale dosis (Dmax ) die in het weefsel wordt bereikt. De dosis moet zich dus opbouwen. Men noemt de zone tussen het oppervlak en de positie van maximale dosisafgifte (dmax ) dan ook build-up. [4] Hoogenergetische fotonen zorgen voor een meer gespreide opbouw van de dosis in het weefsel, aangezien de build-up in dit geval groter is in vergelijking met laagenergetische fotonen. Op deze manier krijgt de huid van de pati¨ent een lagere dosis (huidsparend effect) en kan men de maximale dosis richten op dieper gelegen tumoren. Immers, hoe hoger de energie van de fotonen is, hoe verder de plaats van maximale dosisafgifte verwijderd ligt van het huidoppervlak. Enkele tientallen jaren geleden kon men in de medische praktijk nog geen hoogenergetische fotonen produceren. Radiotherapie voerde men dus uit met fotonen met een lagere energie. Dit bracht met zich mee dat huidcomplicaties zorgden voor een belangrijke beperking in dosis op de tumor. [1] Hoogenergetische fotonen zorgen niet alleen voor een huidsparend effect, ze voorzien ook een hoger dosistempo, betere penetratie-eigenschappen, scherpere grenzen van de velden en minder perturbaties bij overgangen tussen verschillende weefseltypes. De verbeterde dosisdistributie die hoogenergetische fotonen met zich meebrengen, zorgt voor een betere genezingskans en minder complicaties. [10] Toch is het niet aangewezen om fotonenbundels te gebruiken met steeds hogere MV-waarden. De secundaire geladen deeltjes die ontstaan bij hoogenergetische fotonen hebben een grotere range en hoewel ze hoofdzakelijk in de voorwaartse richting bewegen, spreiden deze zich toch nog uit door laterale scatter. Dit geeft een lagere dosis in het veld nabij de randen en een hogere dosis net buiten het veld. Vanaf 15 MV-fotonen kan men niet alleen een degradatie van de veldgren8

Hoofdstuk 2. Oppervlaktedosimetrie zen waarnemen, maar ook met een grotere onzekerheid op de dosimetrie rond overgangen tussen verschillende weefseltypes. Bovendien moet men ook rekening houden met de sterk verhoogde productie van neutronen. [10] In [10] raadt men aan om bij radiotherapie fotonenbundels te gebruiken met een energie tussen 6MV en 15MV.

2.2

Contaminatie van de fotonenbundel en invloed op oppervlaktedosis

De geabsorbeerde dosis in de build-up regio wordt gevormd door verschillende componenten: de primaire bundel met fotonen, backscattered elektronen en contaminatie van de bundel met laagenergetische fotonen en elektronen. [11] Backscattered elektronen zijn elektronen die door scattering in de pati¨ent of in het fantoom terug bewegen in de richting van de bron. Zowel elektronen als laagenergetische fotonen ontstaan door interacties van fotonen in de kop van de versneller of interacties in de luchtlaag tussen de kop van de versneller en het fantoom of de pati¨ent en zorgen voor een contaminatie van de bundel. [12] Zowel in [13] als in [14] ontdekte men dat elektronen de belangrijkste bijdrage leveren in de contaminatie van de bundel. In deze onderzoeken maakte men gebruik van magneten om de elektronencontaminatie uit de bundel te verwijderen. Elektronen hebben immers een elektrische lading en zijn in een magnetisch veld onderhevig aan de wet van Lorentz (formule 2.1). ~ + ~v × B) ~ F~ = q(E

(2.1)

~ voor het elektrisch veld, B ~ voor het magnetisch inductieveld, ~v voor de In deze formule staat E snelheidsvector van het deeltje en q de lading van het deeltje, in dit geval het elektron. Door het magnetisch veld goed te kiezen, kan men de elektronen uit de bundel verwijderen en zo de oppervlaktedosis in een experiment verlagen. Men kan twee grote bronnen van elektronencontaminatie onderscheiden: de kop van de versneller en de lucht tussen de versneller en het oppervlak van het fantoom of de pati¨ent. Het aandeel van beide bronnen van elektronencontaminatie is afhankelijk van verschillende factoren. Enkele bepalende parameters zijn de veldgrootte, de energie van de fotonen en de SSD (Source-Surface Distance, afstand tussen de bron en het oppervlak van het fantoom of de pati¨ent). [15], [16], [17] Materialen die zich in de bundel bevinden zoals de flattening filter en collimatoren zorgen voor het ontstaan van elektronencontaminatie in de kop van de versneller. De invloed van deze bron van elektronencontaminatie is belangrijker bij grotere velden en een kleinere SSD. [18] Deze contaminatie heeft ook een grotere invloed dieper in het fantoom in vergelijking met de elektronencontaminatie die in lucht ontstaat, aangezien de energie van deze elektronen hoger is. [18] Deze bron van elektronencontaminatie is ook veruit het belangrijkst bij hoge fotonenergie¨en. In [11] stelde men dat bij een energie van 20 MV, de elektronencontaminatie die in lucht ontstond bijna verwaarloosbaar was in vergelijking met de contaminatie die in de kop van de versneller ontstond.

9

Hoofdstuk 2. Oppervlaktedosimetrie In [17] onderzocht men de invloed van de veldgrootte, SSD en wigfilter op de huiddosis. Het doel van een wigfilter in radiotherapie is de hoek van een vlak dosisprofiel met het oppervlak van de pati¨ent te wijzigen. Uit dit onderzoek bleek dat de huiddosis hoger is bij grotere velden in vergelijking met kleinere velden. Bij een afnemende SSD neemt de huiddosis toe en dit effect is nadrukkelijk aanwezig bij grotere stralingsvelden. De huiddosis bij gebruik van een fysische wigfilter is lager dan bij open velden. Dit is echter niet het geval bij grote wighoeken en grote velden. In tegenstelling tot een fysische wigfilter, is er geen merkbaar verschil in huiddosis tussen open velden en gebruik van een dynamische wig. Bij een dynamische wig wordt het effect van de wig gesimuleerd door collimatorwangen te bewegen. [5], [17] In [19] onderzocht men de invloed van de energie van de fotonenbundel op de oppervlaktedosis en op de dosis gemeten op 0,1 mm en 1 mm diepte in het fantoom. De experimenten werden uitgevoerd met een plan-parallelle kamer. In de metingen van de oppervlaktedosis en de dosis op 0,1 mm kon men nauwelijks een verschil waarnemen tussen een bundel met 6 MV fotonen en een bundel met 18 MV fotonen. Voor een veld van 5x5 cm2 bedroeg de oppervlaktedosis ten opzichte van het dosismaximum voor een 6 MV en 18 MV fotonenbundel respectievelijk 10% en 7%. Bij gebruik van een 40x40 cm2 veld bedroeg de oppervlaktedosis voor beide energie¨en 42%. Uit deze metingen bleek ook dat de oppervlaktedosis en de dosis op 0,1 mm sterk toenemen bij grotere stralingsvelden. Op een meetdiepte van 1mm bedroeg het verschil in gemeten dosis tussen 6 MV en 18MV fotonen minstens 5%, afhankelijk van de veldgrootte.

2.3

Experimenteel bepalen van de oppervlaktedosis

Het meten van een dosis kan men zowel met een directe als een indirecte methode uitvoeren. [20] De directe methode is gebaseerd op calorimetrie. Dit is een zeer complexe meetmethode die het rechtstreekse gevolg van dosisabsorptie, namelijk opwarming van water, meet. Een indirecte meetmethode is heel wat gebruiksvriendelijker en is gebaseerd op het meten van een secundair effect ten gevolge van straling. Dit kan bijvoorbeeld in het geval van een ionisatiekamer het meten van ionisaties in een gas zijn. Hoewel het niet eenvoudig is, is het toch noodzakelijk om een duidelijk beeld te krijgen van de dosis aan het oppervlak en in de nabijheid van het oppervlak. Met deze gegevens kan men dan in deze zone de berekeningen van het planningsysteem valideren en het planningsysteem eventueel bijsturen. Dit kan vooral belangrijk zijn bij behandeling van hoofd-, nek- en borsttumoren, waarbij een deel van het target volume in de zone net onder het oppervlak kan liggen. [21]

2.3.1

Moeilijkheden bij oppervlaktedosimetrie

Een belangrijk punt in het bepalen van de dosis op een bepaalde diepte is het concept elektronenevenwicht. Elektronenevenwicht garandeert dat de kinetische energie van geladen deeltjes die een elementair volume verlaat, gecompenseerd wordt door exact dezelfde hoeveelheid energie die het volume binnentreedt. [20] In de build-up regio bestaat er echter geen elektronenevenwicht, zodat dit voor perturbatie-effecten zorgt bij ionisatiekamers. [15] Het is ook noodzakelijk om bij dosimetrie ter hoogte van het oppervlak en in de build-up regio 10

Hoofdstuk 2. Oppervlaktedosimetrie te beschikken over een dosimeter met een uitstekende resolutie. De spatiale resolutie van een dosimeter is immers een belangrijke parameter in gebieden met een hoge dosisgradi¨ent. [20] In de volgende paragrafen bespreken we de werking, de eigenschappen en mogelijkheden van enkele detectiemethoden voor oppervlaktedosimetrie.

2.3.2

Ionisatiekamer

Om de dosis aan het oppervlak en in de build-up regio te meten, kan men gebruik maken van een plan-parallelle kamer of een extrapolatiekamer. [15], [17], [22] Deze beide dosismeters zijn ionisatiekamers waarbij de twee elektrodes parallel liggen ten opzichte van elkaar. Bij de extrapolatiekamer is de afstand tussen deze elektrodes zelfs regelbaar. Het werkingsprincipe van een ionisatiekamer is gebaseerd op de detectie van ladingen die gecre¨eerd werden door invallende ioniserende straling. [6], [20] Als een ioniserend deeltje door een met gas gevulde caviteit van de ionisatiekamer gaat, ontstaat een ionenpaar en dit paar kan men van elkaar scheiden door een spanningsverschil aan te leggen tussen de twee elektrodes van de kamer. Op deze manier ontstaat een transport van lading, waar te nemen als een elektrische stroom. De spanning die men aanlegt, moet wel een bepaalde waarde hebben. Als deze te laag is, vindt er recombinatie van ionenparen plaats en kunnen we niet alle gevormde ionenparen detecteren. Dit leidt tot een onderschatting van het aantal invallende ioniserende deeltjes. Bij een te hoge spanning ontstaat amplificatie van het signaal en dit is niet de bedoeling in het werkingsgebied van een ionisatiekamer. Ladingsamplificatie kan men wel beogen in een ander werkingsgebied van de gasdetector, maar daar gaan we in deze scriptie niet verder op in. De referentie voor oppervlaktedosimetrie is de extrapolatiekamer, door haar hoge accuraatheid in een gebied zonder elektronenevenwicht. Bij gebruik van extrapolatiekamers meet men ionisaties per eenheid volume. Dit herhaalt men voor verschillende meetvolumes tussen de twee parallelle elektrodes en vervolgens extrapoleert men de bekomen ionisatiecurve tot het volume tussen de twee elektrodes infinitesimaal klein is. Nadeel van deze detector is dat weinig instellingen beschikken over een extrapolatiekamer en dat het uitvoeren van dergelijke metingen arbeidsintensief is. [12], [22] Plan-parallelle kamers hebben een vast meetvolume en zullen door bijdrage van gescatterde elektronen in het meetvolume een hogere dosis aangeven dan de dosis gemeten met een extrapolatiekamer. [15], [22] Verschillende effecten dragen bij tot de overrespons van een plan-parallelle kamer bij metingen aan het oppervlak en in de build-up. Zo kunnen elektronen door backscatter tegen de achterwand van de kamer opnieuw in het meetvolume terecht komen. Bij inval van fotonen op de eerste elektrode van de plan-parallelle kamer, de collector of de zijwanden van de kamer kunnen elektronen ontstaan door fotoninteracties. Deze elektronen kunnen door scatter eveneens in het meetvolume komen. [23] Met geschikte correctiefactoren wordt de overrespons van een plan-parallelle kamer gecorrigeerd. [22], [23] Deze corectiefactoren zijn specifiek voor het design van de plan-parallelle kamer en zijn onder andere afhankelijk van de diameter van de kamer, de afstand tussen de twee elektrodes, het meetvolume en het materiaal van de zijwanden van de kamer. [23] Deze correctiefactoren worden bepaald met behulp van metingen met een extrapolatiekamer. [22], [23]

11

Hoofdstuk 2. Oppervlaktedosimetrie De overrespons is ook afhankelijk van de energie van de bundel. Bij een laagenergetische bundel is de overrespons groter in vergelijking met een hoogenergetische bundel. De elektronenscatter van de zijwanden van de plan-parallelle kamer is immers sterker voorwaarts gericht bij hogere energie¨en, zodat de waarschijnlijkheid dat deze in het meetvolume terecht komen, kleiner is. [22] In [24] bepaalde men de correctiefactoren voor een Markus plan-parallelle kamer. De overrespons bij metingen aan het oppervlak voor dit type kamer bedroeg 13,8% en 10,7%, respectievelijk voor 4 MV en 6 MV fotonen. Op een diepte van 2 mm in het fantoom was de overrespons van dit type kamer al gereduceerd met 50%. In [22] ontdekte men dat de overrespons van verschillende plan-parallelle kamers, in vergelijking met de extrapolatiekamer, het grootste was in het gebied vanaf het oppervlak tot een diepte van 20% van dmax . Dieper in het fantoom verdween het verschil in respons tussen de plan-parallelle kamer en de extrapolatiekamer langzaam.

2.3.3

Thermoluminescentie dosimeter

Een thermoluminescentie dosimeter of TLD is een vaste stof dosimeter, die opgebouwd is uit ionaire kristallen met een dopant. [20], [25] Luminescentie is het proces waarbij elektronen die zich in een aangeslagen toestand bevinden, terugkeren naar de grondtoestand. Bij luminescentie wordt een foton in het spectrum van zichtbaar licht uitgezonden, met een energie die gelijk is aan het verschil in energie tussen de aangeslagen toestand en de grondtoestand.

Figuur 2.1: Energiebandenmodel TLD (afbeelding uit [25])

Het energieschema van het ionair kristal vormt een bandenschema met een valentie- en een conductieband.(zie figuur 2.1) Tussen deze twee banden bevindt zich een verboden zone, de band gap. Als een foton met een energie groter dan de band gap invalt in het kristal, kan een elektron uit de valentieband naar de conductieband migreren en ontstaat een gat in de valentieband. Op figuur 2.1 is dit stap a. Dit elektron-gat paar kan opnieuw recombineren, maar door geschikte onzuiverheden aan het kristal toe te voegen, kan men ervoor zorgen dat deze gevangen zitten in de verboden zone.(stap b, figuur 2.1) Door een verhoging van de temperatuur geraken deze 12

Hoofdstuk 2. Oppervlaktedosimetrie gevangen elektronen terug in de conductieband (stap c, figuur 2.1) om daar verder te diffunderen en vervolgens te recombineren met een gat via een geschikt luminescentiecentrum.(stap d, figuur 2.1) [25] Tijdens de bestraling van een TLD zorgen de fotonen (X-stralen) voor excitatie van het kristal en komen ge¨exciteerde elektronen vast te zitten in de verboden zone. Na de bestraling kan men de TLD opwarmen, zodat recombinatie terug mogelijk wordt en de TLD hierbij lichtfotonen uitzendt. Door de hoeveelheid uitgezonden licht te meten, krijgt men een idee van de geabsorbeerde dosis in de TLD. Voor men de TLD kan gebruiken als dosimeter, moet men wel een kalibratie uitvoeren. Aangezien de respons van een TLD afhankelijk is van de energie van de invallende straling, is het noodzakelijk om een kalibratiecurve op te stellen voor een bepaalde energiewaarde van de invallende straling. [20] In tegenstelling tot bijvoorbeeld een film- of geldosimeter is een TLD herbruikbaar, mits deze terug in zijn oorspronkelijke toestand wordt gebracht. Hiervoor is een thermische annealing procedure nodig, waarbij men de TLD gedurende een bepaalde tijd op een verhoogde temperatuur brengt. Op deze manier verwijdert men de elektronen die na een dosisread-out nog steeds vast zitten in de verboden zone. [25] We moeten bij gebruik van TLD’s wel rekening houden met fading, het ongewenst verliezen van een deel van het signaal, dat leidt tot een onderschatting van de gemeten dosis. Fading kan ontstaan door verschillende factoren. Zelfs bij kamertemperatuur is er een probabiliteit dat een elektron kan ontsnappen vanuit het niveau in de verboden zone en recombineren. Daarnaast is het ook mogelijk dat bij TLD’s met een hoge gevoeligheid invallend licht zorgt voor recombinaties en dus voor fading van het signaal. Deze TLD’s moet men dan ook zo veel mogelijk afschermen van licht. [25] In vergelijking met het gebruik van een ionisatiekamer, is het gebruik van een TLD veiliger, aangezien men voor een TLD geen elektrische spanning moet aanleggen. Daarentegen laat een TLD geen directe uitlezing toe en is de uitlezing destructief, zodat men maar eenmaal een dosis kan uitlezen. [15] Door hun goede resolutie benaderen TLD’s zeer goed een puntmeting. Met een TLD kan men geen 2D-dosimetrie uitvoeren, maar door verschillende TLD’s naast elkaar te plaatsen, kan men toch op verschillende plaatsen van een veld een meting uitvoeren. [20] In [26] maakte men gebruik van een extrapolatietechniek om met verschillende TLD-metingen dosimetrie aan het oppervlak en in de build-up uit te voeren. Aangezien de dikte van TLD’s niet oneindig klein is, moest men op deze techniek beroep doen om de oppervlaktedosis te bepalen. Hiervoor gebruikte men drie verschillende types TLD met elk een andere dikte: 0,14 mm, 0,39 mm en 0,89 mm. Door op deze drie verschillende metingen een extrapolatietechniek toe te passen, bepaalde men het dosisprofiel vanaf het oppervlak tot ongeveer 1 mm diep in weefsel. Ultradunne TLD’s met nominale dikte 50 µm werden in [27] gebruikt om de invloed op de dosis aan het oppervlak te bestuderen van een schuin invallende bundel, verschillende veldgroottes en verschillende foton- en elektronenergie¨en.

13

Hoofdstuk 2. Oppervlaktedosimetrie

2.3.4

MOSFET

De MOSFET-detector (Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor) is een zeer kleine detector die gekenmerkt wordt door een goede spatiale resolutie. Deze detector is zowel bruikbaar voor dosimetrie bij bundels met elektronen als fotonen. Een belangrijk nadeel van de MOSFET-detector is wel zijn energieafhankelijkheid. [20] We bespreken kort het werkingsprincipe van een pMOSFET-detector.(zie figuur 2.2) [20], [28], [29] Bij het aanleggen van een negatieve spanning tussen de gate en de source van de MOSFET, ontstaat een elektrisch veld dat ervoor zorgt dat positieve gaten uit het n-substraat migreren naar het grensvlak tussen de oxidelaag en het n-substraat. Als deze negatieve spanning groot genoeg is, ontstaat een geleidend kanaal van positieve ladingdragers zodat een stroom kan lopen tussen de source en de drain. De drempelspanning van een MOSFET is de waarde die het spanningsverschil tussen de gate en de source moet hebben opdat een geleidend kanaal ontstaat tussen de source en de drain.

Figuur 2.2: Schematische doorsnede van een pMOSFET (afbeelding uit [20])

Bij blootstelling van de MOSFET aan ioniserende straling ontstaan elektron-gat paren in de oxidelaag. De vrije elektronen die zo ontstaan, verplaatsen zich naar de gate G van de MOSFET. De gaten migreren naar de overgang tussen de oxidelaag en de halfgeleiderlaag (het n-substraat), waar deze vast blijven zitten. Dit fenomeen zorgt ervoor dat er een groter spanningsverschil moet aangelegd worden tussen de gate en de source om een geleidend kanaal te vormen tussen de source en de drain. De verhoging van de drempelspanning is evenredig met de opgevangen dosis. Bij het uitlezen van de MOSFET past men de spanning tussen de gate en de source aan tot op het moment dat men een stroom kan meten. De spanning die hiervoor nodig is, is de drempelspanning. De verhoging van de drempelspanning blijft wel behouden, zodat een MOSFET detector steeds een totale ontvangen dosis weergeeft. Een MOSFET accumuleert de ontvangen dosis. Door een biasspanning aan te leggen aan de gate tijdens de bestraling, kan men de sensitiviteit van de MOSFET dosimeter verhogen. Het aanleggen van een biasspanning is niet noodzakelijk voor de werking van een MOSFET, maar zorgt voor een grotere verschuiving van de drempelspanning bij bestraling. Tussen twee opeenvolgende uitlezingen van een MOSFET, waarbij men

14

Hoofdstuk 2. Oppervlaktedosimetrie de drempelspanning bepaalt, is het ook aangeraden om voldoende tijd tussen te laten. Door een MOSFET uit te lezen verstoort men tijdelijk het evenwicht in een MOSFET en hierdoor neemt de drempelspanning tijdelijk toe. Dit fenomeen noemt men het creep-up effect. [20], [28] Door de kleine afmetingen van een MOSFET kan men deze gebruiken voor in vivo dosimetrie. In vergelijking met een TLD heeft een MOSFET als voordeel dat een snelle uitlezing van de gemeten dosis mogelijk is. [30] In [30] vergeleek men de resultaten van metingen van de oppervlaktedosis bekomen met een plan-parallelle kamer en met een MOSFET. Metingen van de relatieve dosis aan het oppervlak (ten opzichte van het dosismaximum) met een MOSFET bleken zeer betrouwbaar te zijn. In [31] maakte men voor in vivo toepassing gebruik van MOSFET’s om de huiddosis te bepalen. De resultaten van dit onderzoek wezen uit dat een MOSFET gebruikt kan worden als een accurate en reproduceerbare detector voor metingen van de huiddosis bij tomotherapie.

2.3.5

Radiografische film

Filmdosimeters worden naargelang het type film nog onderverdeeld in radiografische en radiochrome filmdosimeters. De radiochrome film bespreken we uitgebreid in hoofdstuk 3. Een radiografische film bevat een stralingsgevoelige emulsielaag, die bestaat uit zilver-halide kristallen. Een vaak gebruikte halide is bijvoorbeeld bromide. Figuur 2.3 geeft een doorsnede weer van een radiografische film. Deze film bestaat uit een relatief dikke polyester basislaag, typisch 0,2 mm, waarop een dunne emulsielaag (10 tot 20 µm) zit van gelatine met daarin de zilver-halide korrels. De dimensie van deze korrels ligt tussen 1 en 3 µm. [20] Om de sensitiviteit van de film te verhogen, bevatten zilver-bromide korrels onzuiverheden zoals jood en chloor. [32]

Figuur 2.3: Doorsnede van een radiografische film (afbeelding uit [20])

Deze zilver-halide korrels absorberen de energie van de invallende fotonen en hierbij wordt metallisch zilver (Ag) gevormd, dat een zwarte tint geeft aan de film. Hoe meer fotonen er invallen op een bepaalde plaats op de film, hoe meer metallisch zilver er zich vormt en hoe zwarter het uitzicht van de film op deze plaats wordt. Men verkrijgt dus een relatie tussen het aantal fotonen dat op de film valt en de zwarting van de meetfilm. In het ontwikkelingsproces versterkt men het latente beeld door een overmaat aan reductans toe te voegen, zodat Ag + -ionen in de omgeving van al gereduceerde Ag-atomen ook gereduceerd worden. De overige niet-gereduceerd Ag + -ionen verwijdert men achteraf. Vervolgens bepaalt men de zwarting van de film door de lichttransmissie door de film te meten. 15

Hoofdstuk 2. Oppervlaktedosimetrie Om de zwarting van de film te kwantificeren, gebruikt men de eenheid optische densiteit (zie formule 2.2), die de relatie weergeeft tussen de intensiteit van het uitgezonden licht en de intensiteit van het licht dat na transmissie door de film gemeten wordt. [20], [32] In formule 2.2 staat OD voor optische densiteit, I0 voor de uitgezonden lichtintensiteit en I voor gemeten lichtintensiteit na transmissie door de film. OD = log10 (

I0 ) I

(2.2)

Voor men een radiografische film kan gebruiken als dosimeter, moet men een sensitometrische curve opstellen die het verband geeft tussen de gemeten optische densiteit en de door de film ontvangen dosis. De vorm van deze curve is afhankelijk van de energie van de invallende straling, de ori¨entatie van de film, de verschillen in emulsies in verschillende filmbatches onderling en het ontwikkelingsproces. [33] In tegenstelling tot ionisatiekamers, TLD’s en MOSFET’s is het met filmdosimetrie mogelijk om aan 2D-dosimetrie te doen met zeer hoge resolutie in het vlak. De resolutie van deze films wordt niet beperkt door de korrelgrootte van de films, maar door de resolutie van het meetsysteem waarmee men de zwarting van de film kwantificeert in optische densiteiten. [32] Enkele nadelen van radiografische films zijn: het verschil in energierespons tussen de film en zacht weefsel en de gevoeligheid van de film die kan vari¨eren van batch tot batch. Het gevoelig materiaal in radiografische films, dat de geabsorbeerde dosis meet, bestaat uit elementen zoals Ag en Br met een hoog atoomnummer. De interactie van invallende fotonen met deze elementen verschilt sterk van de interactie van fotonen met elementen met een laag atoomnummer, zoals in zacht weefsel. De respons van de film is sterk afhankelijk van de bijdrage van het foto-elektrisch effect en dus afhankelijk van de energie van de invallende straling. Dit zorgt voor een sterke energieafhankelijkheid van de sensitiviteit van de radiografische film in het energiegebied 10-200 keV. Voor een fotonenergie die lager ligt dan 100 keV, kan de overrespons van de radiografische film oplopen tot een 40-voud in vergelijking met de respons bij 60 Co. [21], [32], [34], [35] Voor het gebruik van radiografische films heeft men een donkere kamer nodig, aangezien dit type film zeer gevoelig is voor licht. Het resultaat van metingen met een radiografische film is ook afhankelijk van het chemisch proces waarmee men de film verder ontwikkelt. [34] Met radiografische films kan men een dosisprofiel opstellen door verschillende films boven elkaar te plaatsen loodrecht op de centrale as van de invallende bundel of door een film parallel met de centrale as van de invallende bundel te plaatsen. In [36] voerde men PDD-metingen (Percent Depth Dose) uit met behulp van een plan-parallelle kamer en een radiografische EDR2-film van Kodak die parallel lag met de centrale as van de bundel. Uit de resultaten bleek dat de film de relatieve dosis ten opzichte van het dosismaximum sterk overschatte. Dit grote verschil verklaarde men door te stellen dat het niet mogelijk is om de oppervlaktedosis nauwkeurig te bepalen door beperkingen op de resolutie van het meetsysteem waarmee men de film uitleest. Vanaf een diepte van 5 mm in het fantoom kwamen de meetresultaten van de EDR2-film en de plan-parallelle kamer goed overeen.

16

Hoofdstuk 2. Oppervlaktedosimetrie In [37] maakte men gebruik van een extrapolatietechniek om de oppervlaktedosis te bepalen met behulp van een Kodak X-Omat V radiografische film. Voor een invallende fotonenbundel van 6 MV bleken de metingen met de radiografische film en de plan-parallelle kamer overeen te komen tot 3%.

2.3.6

Diode

Een diode is net als een TLD en een MOSFET een vaste stof dosimeter. Het meetvolume van deze detector kan zeer klein zijn en toch een meetbaar signaal produceren. Dit is mogelijk dankzij de hoge densiteit van een vaste stof (bijvoorbeeld silicium) en de lage gemiddelde energie die hierin nodig is om een elektron-gat paar te vormen. [15], [38] Om een diode als dosimeter voor ioniserende straling te gebruiken, moet men een spanning aanleggen over de diode zodat de diode gesperd is. Indien dit niet het geval zou zijn, zou het onmogelijk zijn om de stroom die ontstaat ten gevolge van ioniserende straling te onderscheiden van een andere grotere stroom in de halfgeleider. [20] Als een ioniserend deeltje invalt op het depletiegebied van een diode, ontstaat een elektron-gat paar en zo ook een elektrische stroom. Het depletiegebied van een diode is het overgangsgebied tussen een p-type en een n-type halfgeleider. Aangezien enkel de ladingen die in het depletiegebied ontstaan gecollecteerd worden, kan het belangrijk zijn om deze zone zo groot mogelijk te maken. Dit bereikt men door ultrazuiver halfgeleidermateriaal te gebruiken. [6], [38] Door het kleine formaat van deze detector is deze geschikt om te gebruiken als dosimeter in de build-up regio. Wel moet men rekening houden met de energie- en hoekafhankelijkheid van de halfgeleiderdetector. Ook neemt na verloop van tijd de gevoeligheid van de detector af door stralingsschade. Het regelmatig uitvoeren van een kalibratie van de diode is dus de boodschap. [15], [20], [38] In [39] bepaalde men het diepte-dosisprofiel en de oppervlaktedosis voor een 24 MV-fotonenbundel voor verschillende SSD’s. De metingen voerde men onder andere uit met een plan-parallelle kamer en diodes. Diodes kan men ook gebruiken als in vivo dosimeter op het oppervlak van de pati¨ent om na te gaan of de behandeling correct werd uitgevoerd. Hiervoor is het wel belangrijk om de contaminatie van de fotonenbundel zo goed mogelijk te kennen om zo een betere accuraatheid van de meting te bekomen. [40]

17

Hoofdstuk 3

De radiochrome film: GafChromic EBT2 3.1

Opbouw en principe

Figuur 3.1 toont een doorsnede van de radiochrome film die in deze scriptie gebruikt wordt: de GafChromic EBT2 (International Speciality Products, Wayne, New Jersey). Deze film is de opvolger van de GafChromic EBT film. Daar waar de GafChromic EBT twee actieve lagen bevatte van elk 17 µm dik, bevat de GafChromic EBT2 slechts ´e´en actieve laag met een dikte van 30 µm. Nog een voornaam verschil tussen deze twee radiochrome films is de aanwezigheid van gele kleurstof in de actieve laag bij de EBT2 als een soort marker. Met behulp van deze component in de actieve laag kan men een correctie doorvoeren op kleine verschillen in de dikte van de actieve laag. [41], [42] Met deze gele marker wil men de onzekerheid op de dosismeting met een radiochrome film verkleinen. Uit onderzoek bleek immers dat men de 2% onzekerheid die de EBT film kende, kon toeschrijven aan de niet-uniforme dikte van de actieve laag van de film. [43] In deze scriptie zullen we echter geen gebruik maken van deze methode. De polymeerlaag aan de buitenzijde van de film beschermt de actieve laag tegen mechanische beschadiging. In de actieve laag van de EBT film gebruikte men gelatine om de monomeer in te verspreiden. Deze gelatine verving men bij de EBT2 film door een synthetisch polymeer om het mogelijk te maken om verschillende filmbatches homogener te produceren. [41], [42] Globaal gezien bestaat EBT2 uit volgende atomen: H(40,85%), C(42,37%), O(16,59%), Li(0,1%), Cl(0,04%), N(0,01%), K(0,01%) en Br(0,01%). [43] Met deze samenstelling bedraagt het effectief atoomnummer van de GafChromic EBT2 film 6,84. [41], [42] Het effectief atoomnummer van zacht weefsel ligt, afhankelijk van de samenstelling van het weefsel, tussen 7,2 en 7,3. [44] Het effectief atoomnummer van water bedraagt 7,3. [45] Het effectief atoomnummer van EBT2 ligt dus in de omgeving van dat van zacht weefsel en water. Men raadt aan om de EBT2 film te gebruiken in een dosisgebied tussen 1cGy en 10 Gy. [41] Bij bestraling van een radiochrome film treedt er een polymerisatiereactie op die ervoor zorgt dat de film permanent verkleurd. Afhankelijk van de opgevangen dosis neemt men een andere verkleuring van de film waar. In het geval van de GafChromic EBT2 gaat dit van een gele 18

Hoofdstuk 3. De radiochrome film: GafChromic EBT2

Figuur 3.1: Opbouw GafChromic EBT2 (afbeelding uit [46])

kleur bij een niet-bestraalde film naar groen en donkergroen, afhankelijk van de door de film opgevangen dosis. Men neemt dus een verband waar tussen de dosis die in de film achterblijft en wijzigingen in het absorptiespectrum van de film. [42], [47] In de volgende paragraaf gaan we dieper in op het absorptiespectrum van EBT2.

3.2

Absorptiespectrum GafChromic EBT2

Op basis van verschillen in het absorptiespectrum van de radiochrome film voor en na de bestraling, kan men de door de film geabsorbeerde dosis bepalen. Figuur 3.2 geeft het absorptiespectrum weer van zowel een EBT als een EBT2 film voor en na een bestraling met dosis 1Gy. [43]

Figuur 3.2: Absorptiespectrum GafChromic EBT en EBT2 (afbeelding uit [43])

Als men het absorptiespectrum van de bestraalde EBT2 film in detail bekijkt (figuur 3.2), neemt men twee pieken in het rode deel van het visuele spectrum waar. Deze absorptiemaxima liggen

19

Hoofdstuk 3. De radiochrome film: GafChromic EBT2 op 583 nm en 633 nm. Aangezien deze niet waarneembaar zijn in het absorptiespectrum van de niet-bestraalde film, kan men ´e´en van deze pieken gebruiken om de dosis te bepalen die in de actieve laag van de EBT2 film achterbleef. In de meest ideale situatie meet men de absorptie in een kleine omgeving rond het absorptiemaximum bij 633 nm, aangezien het verschil in absorptie tussen de niet-bestraalde film en de bestraalde film het meest uitgesproken is in de omgeving van deze golflengte. In het blauwe deel van het spectrum merkt men een groot verschil in absorptie op tussen de EBT en de EBT2 film. Dit verschil is te verklaren door de aanwezigheid van een gele marker in de EBT2 film. [42], [43] Figuur 3.3 geeft duidelijk het verschil weer in absorptie tussen een niet-bestraalde en een bestraalde EBT2 film. Deze figuur werd bekomen door het absorptiespectrum van een nietbestraalde EBT2 film af te trekken van het absorptiespectrum van een met 1Gy bestraalde EBT2 film. [43]

Figuur 3.3: Nettoverandering in het absorptiespectrum van EBT2 (afbeelding uit [43])

Op figuur 3.4 valt waar te nemen dat de nettoveranderingen in het absorptiespectrum van de EBT2 film toenemen bij een hogere geabsorbeerde dosis. Op basis van dit gegeven kan men radiochrome films gebruiken om de grootte van de geabsorbeerde dosis in de film te bepalen. [43]

3.3

Dosisbepaling met GafChromic EBT2

In deze paragraaf wordt kort besproken hoe men met een radiochrome film een dosismeting kan uitvoeren. Hierbij wordt de aandacht gericht op het kalibreren en het digitaliseren van de radiochrome film.

3.3.1

Digitaliseren van een radiochrome film

Zoals we al eerder vermeldden, zorgt bestraling van radiochrome films voor een wijziging in het absorptiespectrum van deze film, die waarneembaar is onder de vorm van een verkleuring van de radiochrome film. Om deze wijziging te kwantificeren, gebruikt men het begrip optische

20

Hoofdstuk 3. De radiochrome film: GafChromic EBT2

Figuur 3.4: Nettoverandering in het absorptiespectrum van EBT2 voor verschillende dosissen (afbeelding uit [43])

densiteit, OD. Optische densiteit bespraken we al in paragraaf 2.3.5, formule 2.2. Door de lichttransmissie en daaruit volgend de optische densiteit op verschillende plaatsen van de film te bepalen, krijgt men een beeld van de verkleuring van de film. De scanner meet de optische densiteit in drie verschillende gebieden in het lichtspectrum: het rode, het blauwe en het groene kanaal.

3.3.2

Kalibreren van een radiochrome film

Voor men met de radiochrome film een onbekende dosis kan bepalen, moet men eerst een kalibratiecurve opstellen die een verband geeft tussen de respons van de film (uitgedrukt in gemeten optische densiteit) en de ontvangen dosis. Om deze curve te bekomen, moet men een aantal films met telkens een verschillende, gekende dosis bestralen. Als men de kalibratiefilms hierna digitaliseert met een scanner, krijgt men een verband tussen de door de film geabsorbeerde dosis en de gemeten waarde van de scanner, uitgedrukt in optische densiteit. Aan de hand van deze gemeten waarden kan men vervolgens een derdegraads polynoom fitten (formule 3.1) die de dosis geeft in functie van de gemeten optische densiteit. [16], [48], [49], [50] D = a · OD3 + b · OD2 + c · OD + d

(3.1)

In bovenstaande polynoom staat D voor de door de film geabsorbeerde dosis, OD voor optische densiteit gemeten door de scanner en a,b,c en d zijn constanten die bepaald worden tijdens het fitten. Op basis van een polynoom krijgt men een experimenteel verband tussen de door de film geabsorbeerde dosis en de optische densiteit van de film. [51] Deze methode is voldoende voor het gebruik van radiochrome films in deze scriptie, maar kent wel zijn beperkingen. De derdegraads polynoom houdt bijvoorbeeld geen rekening met de saturatie van de optische densiteit voor hoge 21

Hoofdstuk 3. De radiochrome film: GafChromic EBT2 dosissen. Ook zegt deze polynoom ons niets over de interactie van straling met de actieve laag in de film. In [52] stelde men een gamma-verdeeld single hit model voor om de interactie tussen straling en de actieve laag van EBT, de voorganger van EBT2, te modelleren. Uit verschillende experimenten met de EBT film bleek dat er in het dosisgebied van 0 tot 15 Gy een goed verband bestond tussen de gemeten optische densiteit en de dosis waarmee de film bestraald werd. In [53] ontdekte men echter door experimenten met EBT uit te voeren in een groter dosisdomein dat er nog verbeteringen nodig zijn aan dit model.

3.4

Eigenschappen van radiochrome films

In deze paragraaf bespreken we enkele eigenschappen van radiochrome films en in het bijzonder de GafChromic EBT2 film. Met eigenschappen als energieafhankelijkheid en de stabiliteit van de film na bestraling, moet men rekening houden om een zo accuraat mogelijke dosismeting uit te voeren.

3.4.1

Energieafhankelijkheid

In het algemeen presteren radiochrome films in vergelijking met radiografische films beter op het vlak van energieafhankelijkheid. Dit kan men verklaren door het feit dat radiochrome films een lager effectief atoomnummer hebben in vergelijking met radiografische films. De energieafhankelijkheid van radiografische films bespraken we in paragraaf 2.3.5. Enkel bij laagenergetische fotonen met een energie lager dan 100 kV neemt men met radiochrome films een lagere respons waar door een lager effectief atoomnummer van de film in vergelijking met zacht weefsel. Een verklaring voor dit lager effectief atoomnummer is het hogere percentage koolstof in de film in vergelijking met zacht weefsel. [34], [47] De energieafhankelijkheid van de EBT2 film werd onderzocht in [54] en nadien vergeleken met de energieafhankelijkheid van zijn voorganger, de EBT film. Figuur 3.5 geeft de resultaten weer van dit onderzoek. De energierespons werd gemeten voor verschillende fotonenergie¨en en de resultaten werden genormeerd met de gemeten waarde bij een fotonenergie van 1,4 MeV, wat overeenstemt met een X-stralen bundel van 6 MV. Men kan op deze figuur waarnemen dat de respons van de EBT2 film bij lage energie¨en stijgt, van een onderrespons tot een maximale overrespons bereikt wordt bij een fotonenergie van 36 keV (X-stralen 100 kV), die 5% bedraagt ten opzichte van de referentiewaarde bij fotonenergie 1,4 MeV. Het totale verschil in gemeten respons tussen 50 kV en 10 MV bedraagt slechts 6,5% ± 1%. Hiermee is de EBT2 film minder energieafhankelijk dan de EBT film. Uit de resultaten van dit onderzoek [54] concludeerde men dat de EBT2 film in het MV-gebied van de X-stralen zich energieonafhankelijk gedraagt. Als men de respons van de film voor lage energie¨en ook energieonafhankelijk wil maken, moet het effectieve atoomnummer van de film, dat bij de EBT2 film op 6,84 ligt, nog dichter in de buurt komen van dat van water dat 7,3 bedraagt. Ook in [50] onderzocht men de energieafhankelijkheid van de GafChromic EBT2 film. Uit de resultaten van dit onderzoek bleek dat de energieafhankelijkheid van EBT2 klein is in vergelijking met de onzekerheid op de meetresultaten (1σ=±4,5%) in het gebied 75 kV-18 MV. 22

Hoofdstuk 3. De radiochrome film: GafChromic EBT2 De energieafhankelijkheid van EBT en EBT2 is wel sterk afhankelijk van het effectief atoomnummer en meer bepaald de concentraties Cl, Br en K, uitgedrukt in ppm (parts per million). In [45] ontdekte men dat bepaalde loten van EBT en de eerste loten van EBT2 een sterkere energieafhankelijkheid kenden voor lage fotonenergie¨en. Voor EBT lag de oorzaak bij een verschil in concentratie Cl tussen verschillende loten. Bij oudere loten van de GafChromic EBT was dit verschil in concentratie tussen verschillende loten wel niet aanwezig. Bij EBT2 was men nog op zoek naar de ideale concentraties Cl, Br en K om de film energieonafhankelijk te maken voor zo laag mogelijke fotonenergie¨en.

Figuur 3.5: Energieafhankelijkheid van EBT2 (afbeelding uit [54])

3.4.2

Fractioneren van de dosis

Radiochrome films zijn in staat om de dosis van verschillende radiotherapiesessies te accumuleren, zodat het mogelijk is om de totale dosis uit te lezen. Met radiochrome GafChromic HD-810 films onderzocht men in [55] het effect van dosisfractionatie in twee verschillende gevallen: een onderbreking van 12 minuten tussen twee opeenvolgende bestralingen en een onderbreking van 24 uur tussen twee opeenvolgende bestralingen. In beide gevallen bleek dat het verschil tussen de filmmetingen van niet-gefractioneerde dosissen en filmmetingen van gefractioneerde dosissen beperkt bleef tot 1%. Het effect van dosisfractionatie op de meetresultaten werd nog niet onderzocht voor de GafChromic EBT2 film. Men onderzocht dit in [56] wel al voor de EBT film, de voorganger van de EBT2. Hierbij bestraalde men EBT films met een elektronenbundel, telkens met een verschillend fractionatieschema. Het verschil in meetresultaten lag tussen -1,0% en 2,2% ten opzichte van de niet-gefractioneerde dosis. Hieruit kan men concluderen dat het fractioneren van de dosis geen speciale effecten met zich meebrengt op het meten van een dosis met een radiochrome film.

23

Hoofdstuk 3. De radiochrome film: GafChromic EBT2

3.4.3

Dosistempo

Er zijn nog geen studies over de GafChromic EBT2 bekend waarin men nagaat of er een invloed is van het tempo waarin de dosis wordt toegediend op het meetresultaat. In [34] verwijst men naar eerdere studies op een ander type radiochrome film, GafChromic MD-55-1. Deze onderzoeken hebben aangetoond dat het meetresultaat onafhankelijk is van het dosistempo binnen klinisch relevante waarden van 2 tot 4 Gy per minuut. Men kan hieruit wel niet met absolute zekerheid stellen dat het gemeten resultaat met de EBT2 film onafhankelijk is van het dosistempo. In [57] onderzocht men de invloed van het dosistempo op de GafChromic EBT film. Hierbij ontdekte men dat als men onmiddellijk na het bestralen van de EBT films de optische densiteit van de film meet, een kleine afhankelijkheid van het dosistempo wordt waargenomen. Als men daarentegen een bepaalde tijd laat tussen het bestralen en het uitlezen van de EBT film, verdwijnt dit effect. Als men onmiddellijk na het bestralen de EBT films uitleest, introduceert men door het verschil in dosistempo een onzekerheid van ongeveer 1%. Deze onzekerheid werd bekomen door verschillende metingen met EBT films in [58]. De EBT films bestraalde men in dit onderzoek met een dosis tussen 5 cGy en 1000 cGy en een dosistempo tussen 16 cGy min−1 en 520 cGy min−1 . Als men de standaardafwijking op de meting van de optische densiteit bekijkt voor de verschillende dosistempo’s, blijft deze nog steeds kleiner dan 4,5%. Dit kan voldoende zijn voor heel wat toepassingen van GafChromic EBT films.

3.4.4

Stabiliteit van de film na bestraling

In paragraaf 3.2 bespraken we al dat bij bestraling van een radiochrome film een polymerisatiereactie optreedt, die de absorptie-eigenschappen van de bestraalde film wijzigt. Deze reactie stopt niet bij het be¨eindigen van de bestraling, maar gaat ook daarna nog in mindere mate verder. Dit brengt met zich mee dat de optische absorptie van de film verder wijzigt in de tijd na het stoppen van de bestraling.(post-irradiation coloration) [47] In [41] en [54] laat men 24 uur tussen het bestralen en het digitaliseren van de EBT2 film om de respons van de film te stabiliseren. In [42] onderzocht men de stabiliteit van metingen met EBT2 in functie van de tijd na het einde van de bestraling. Hiervoor bestraalde men 4 EBT2 films met elk een verschillende dosis: 10 cGy, 100 cGy, 250 cGy en 400 cGy. Deze films scande men de eerste 3 uur na de bestraling elk half uur, nadien elk uur tot 24 uur na de bestraling. Figuur 3.6 geeft de resultaten weer van dit onderzoek. Op deze figuur worden de genormaliseerde ADC waarden uitgezet in functie van de tijd na het einde van de bestraling waarop men de scan uitvoerde. ADC is de waarde die de scanner meet in het rode kanaal. Dit is dus geen optische densiteit, maar enkel een door de scanner bepaalde pixelwaarde. Al de ADC waarden normeert men ten opzichte van de ADC waarde die men 6 uur na het einde van de bestraling van de film kon meten. De resultaten in figuur 3.6 zijn afhankelijk van de mode waarin de scanner scant: transmissieof reflectiemode. In deze scriptie maken we hoofdzakelijk gebruik van de Nikon Super Coolscan 9000 ED transmission scanner (Nikon Co., Tokyo, Japan) om de EBT2 films die we gebruiken tijdens experimenten uit te lezen. We richten onze aandacht dus op de resultaten in transmis-

24

Hoofdstuk 3. De radiochrome film: GafChromic EBT2

Figuur 3.6: Stabiliteit van EBT2, gescand in transmissie- en reflectiemode (afbeelding uit [42])

siemode. Algemeen gezien worden de gemeten ADC waarden sneller stabiel bij het scannen in reflectiemode. Ook opvallend is het feit dat de gemeten ADC waarde sneller stabiel is bij films die bestraald werden met een hogere dosis. [42] In [43] stelt men dat de polymerisatiereactie in de EBT2 film en bijhorende wijzigingen in het absorptiespectrum nog minstens 5 dagen na het stoppen van de bestraling doorgaat. De snelheid van deze reactie ligt dan wel heel wat lager dan tijdens de eerste 24 uur. Men onderzocht ook de fout op de dosisbepaling als men de EBT2 film 30 minuten of 24 uur na het einde van de bestraling scant. In een tijddomein van 30 minuten ± 5 minuten bedraagt de fout op de dosis ± 0,4%. In een tijdsdomein van 24 uur ± 2 uur bedraagt de fout op de dosis ± 0,6%. Hierbij maakte men gebruik van de optische densiteit gemeten in het rode kanaal. [43] Rekening houdend met het tijdsinterval waarop de scans moeten uitgevoerd worden, is het aangewezen om een EBT2 film 24 uur na de bestraling te digitaliseren.

3.4.5

Invloed van licht en UV-straling

Radiochrome films zijn gevoelig voor de invloed van UV-straling en fluorescent licht. Blootstelling aan deze elementen zorgt voor een ongewenste extra verkleuring van de film en brengt met zich mee dat de film een hogere dosis meet in vergelijking met de ontvangen dosis afkomstig van toegediende X-stralen. Men moet dus de invloed van fluorescent licht en UV-straling zo laag mogelijk houden door de radiochrome films te bewaren in lichtafschermende dozen en bij het scannen en bestralen het licht zoveel mogelijk te doven in de werkruimte. Ook moet men opletten bij gebruik van scanners die fluorescent licht uitzenden. [34], [47] De aanwezigheid van de gele kleurstof in de actieve laag van de GafChromic EBT2 film vermindert de nadelige invloed van licht, maar deze film is toch niet helemaal ongevoelig voor licht. [41], [45] In [42] onderzocht men de invloed van zonlicht en fluorescent licht op de EBT2 film. Uit de resultaten van deze studie bleek dat de EBT2 film inderdaad niet ongevoelig is aan licht en dat onnodige blootstelling aan licht nog steeds moet vermeden worden. Tot deze 25

Hoofdstuk 3. De radiochrome film: GafChromic EBT2 conclusie kwam men ook in [59]. Hierin stelt men dat de GafChromic EBT2 film tweemaal minder gevoelig is voor licht dan de EBT film, waarschijnlijk door de aanwezigheid van de gele marker in de actieve laag.

3.4.6

Uniformiteit van de film

De respons van een radiochrome film op eenzelfde bestraling is niet exact hetzelfde voor verschillende films in een lot. Ook kan men verschillen waarnemen op verschillende plaatsen van eenzelfde film. In [42] onderzocht men de homogeniteit van de EBT2 film. Deze homogeniteit kan men onderverdelen in twee verschillende soorten: homogeniteit binnen eenzelfde film en homogeniteit tussen verschillende films van een lot. De homogeniteit binnen de film bepaalde men door het signaal van een niet-bestraalde film te meten op verschillende plaatsen. Uit de resultaten bleek dat de film uniform is tot 2,4% in ADC waarden (of pixelwaarden) voor een scanner die werkt in transmissie mode. Deze percentages voor inhomogeniteit op ADC waarden worden wel niet doorgetrokken naar percentages voor inhomogeniteit in dosis. In dosiswaarden zal het percentage voor inhomogeniteit binnen de film groter zijn. Om de uniformiteit tussen de verschillende films te bepalen, keek men naar het centrale punt van de verschillende niet-bestraalde films. Verschillende films waren uniform tot 1,6% in ADC waarde in transmissie mode. De homogeniteit binnen een GafChromic EBT2 film onderzocht men ook in [41]. Binnen een niet-bestraalde film lagen de maximale afwijkingen van de gemeten pixelwaarde ten opzichte van de gemiddelde pixelwaarde van de betreffende film tussen 2,2% en 3,7%. Bij een film die een dosis van 1 Gy ontving, bedroeg de maximale afwijking van de netto optische densiteit ten opzichte van de gemiddelde netto optische densiteit 4,5%. Netto optische densiteit wordt bekomen door de OD van de film v´ oo´r de bestraling af te trekken van de gemeten OD na de bestraling. Als men deze inhomogeniteit van de film in netto optische densiteit dan omzet naar inhomogeniteit in dosis, bedraagt de afwijking ±6% voor een film die een dosis kreeg van 1 Gy.

3.4.7

Invloed van water op de film

Om filmdosimetrie in water te kunnen uitvoeren, moet het gedrag van de radiochrome film in water gekend zijn. Aan de buitenzijde van de EBT2 film zit een polymeerlaag die de actieve laag beschermt tegen mechanische beschadiging.(zie figuur 3.1) Diffusie van water doorheen polyester verloopt zeer traag en zorgt er zo voor dat het mogelijk is om gedurende een bepaalde periode de film onder te dompelen in water zonder dat er beschadiging optreedt van de actieve laag. In [60] onderzocht men de invloed van verschillende parameters zoals de grootte van de EBT2 film, de immersietijd in water en de tijd tussen het uit het water halen van de film en het digitaliseren van de film. Een lange immersietijd in water kan bijvoorbeeld nodig zijn bij dosimetrie met een hoge dosis en een laag dosistempo. In dit onderzoek bestraalde men 5x5 cm2 en 20,3x20,3 cm2 EBT2 films met een gekende dosis: 0 Gy en 3 Gy. Uit de resultaten blijkt dat een immersietijd die korter is dan 30 minuten geen invloed heeft op de gemeten optische densiteit van de radiochrome film. Bij langere onderdompeling in water treedt er niet alleen penetratie van water op in de actieve laag aan de rand van de film, maar neemt men ook een nettoverandering van de optische densiteit over de hele film waar. Bij een 26

Hoofdstuk 3. De radiochrome film: GafChromic EBT2 immersietijd van meerdere uren (tot 24u) blijkt de penetratie van water door de polymeerlaag van de film niet verwaarloosbaar en raakt water door diffusie toch tot bij de actieve laag van de film. In het algemeen zorgen kleinere films en een langere immersietijd voor grotere fouten in de gemeten optische densiteit en daardoor ook grotere fouten in de gemeten dosis. Bij onderdompeling van een 5x5cm2 EBT2 film gedurende 24 uur, meet men onmiddellijk nadat de film uit het water wordt gehaald een fout op de dosis tot 7% ten opzichte van de verwachte meetwaarde van 3 Gy. Dit effect is wel gedeeltelijk omkeerbaar door na een lange onderdompeling van de film in water de film niet onmiddellijk uit te lezen, maar hier zeker 24 uur mee te wachten. Op deze manier kan het water gedeeltelijk verdwijnen uit de actieve laag van de film en stabiliseert de gemeten optische densiteit. Met een wachttijd van 72 uur tussen het uit het water halen van de film en het digitaliseren van de film, wordt de invloed van water op de optische densiteit gereduceerd met meer dan 40%. [60] Het gebied bij de rand van de film dat men niet kan gebruiken voor meting van de optische densiteit door ernstige waterschade breidt door het wachten met digitaliseren wel uit. In [60] vond men dat nadat de film 24 uur in water lag, het water tot 6 mm diep in de film drong vanaf de rand. Deze penetratie van water vanaf de rand bereikte 24 uur na het uit het water halen van de film zelfs een diepte van 9 mm. Het is dus aangewezen om het deel van de EBT2 film dat op minder dan 1 cm van de rand van de film ligt niet te gebruiken voor een dosisanalyse als de film zich gedurende een lange tijd onder water bevond. Een andere oplossing om de invloed van meetfouten door waterpenetratie te verminderen is door gebruik te maken van een controle film, die men even lang in water onderdompelt als de film die bestraald wordt. De optische densiteit van de controlefilm kan men dan gebruiken om de optische densiteit van de bestraalde film te corrigeren.

3.5 3.5.1

Scaneigenschappen van radiochrome films Scanparameters

Het aantal bits dat gebruikt wordt om de gemeten lichtintensiteit van een bepaald punt digitaal op te slaan, kan men zelf instellen en noemt men kleurdiepte. In deze scriptie gebruiken we 16 bits per kleurkanaal, dus 48 bits voor de drie kanalen. In dit geval is in formule 2.2 het referentieniveau I0 = 216 = 65536. Een andere belangrijke parameter is de resolutie van de scanner. Deze parameter wordt in deze scriptie uitgedrukt in aantal punten per inch. In beide richtingen van de 2D-scan van de film heeft de resolutie dezelfde waarde. Afhankelijk van het type scanner zijn er andere factoren die een beperking leggen op de maximale resolutie van de scanner. Bij systemen waarbij een rij van lichtdetectoren over het scanvlak beweegt, wordt de resolutie beperkt door de grootte van de lichtbron en de minimale afstand tussen twee verschillende meetposities van de rij detectoren. In deze scriptie maken we gebruik van dit type scanners. Bij het andere scannertype liggen de lichtdetectoren over het hele scanvlak en moeten deze dus niet bewegen. De grootte van de pixels en de ruimte tussen de verschillende detectoren beperkt de resolutie bij dit type. Voor beide scannertypes zorgt diffusie van licht in de film ook voor een beperking op de resolutie. [34] 27

Hoofdstuk 3. De radiochrome film: GafChromic EBT2 Om de onzekerheid op de dosis bij filmdosimetrie te reduceren, is het interessant om de scanparameters zoals resolutie en aantal scans zo goed mogelijk in te stellen. Voor de resolutie moet men bijvoorbeeld een tussenweg kiezen tussen een aanvaardbare scanresolutie en dosisaccuraatheid. Een hogere resolutie brengt immers meer ruis en onnauwkeurigheden op de dosis met zich mee. [61] Ook het aantal scans dat wordt genomen om de optische densiteit over de hele film te bepalen is een belangrijke factor. Uit onderzoek [61] blijkt dat het uitmiddelen van vier opeenvolgende scans de scannerruis minimaliseert en zorgt voor de beste dosisaccuraatheid.

3.5.2

Ori¨ entatie van de film op de scanner

Bij het digitaliseren van de EBT2 film is het zeer belangrijk om consequent dezelfde ori¨entatie van de film op het vlak van de scanner te hanteren. Het afwisselen van een portretori¨entatie en een landschapori¨entatie zou anders grote fouten in de gemeten dosis met zich meebrengen. Bij een portretori¨entatie ligt de langste zijde van de film parallel met de scanrichting van de scanner, bij een landschapori¨entatie ligt de kortste zijde van de film parallel met de scanrichting. De actieve laag van de EBT2 film bestaat uit naaldvormige deeltjes, waarvan het grootste deel parallel ligt met de richting waarin de film gecoat werd. Deze richting is parallel met de richting van de kortste zijde van de film. Bij bestraling van de film ontstaan polymeren, die zich ook parallel aan de coatingrichting aligneren. Deze voorkeursrichting bepaalt dus de polarisatieeigenschappen van de GafChromic EBT2 film en veroorzaakt anisotropische scattering van het licht bij het digitaliseren van de film. Dit fenomeen verklaart waarom de ori¨entatie van de film bij het digitaliseren een invloed heeft op de gemeten optische densiteit. [59] In [59] bestraalde men 7 films met elk een verschillende dosis tussen 0 en 250 cGy. Deze werden vervolgens ingescand met een Epson Expression 10000XL (Seiko Epson Corporation, Nagano, Japan) in transmissiemode in een landschapori¨entatie bij 0◦ en 180◦ en een portretori¨entatie bij 90◦ . De resultaten in figuur 3.7 geven een duidelijk verschil weer tussen de gemeten netto optische densiteit in portretori¨entatie en landschapori¨entatie. Dit verschil loopt zelfs op tot 9% in optische densiteit. Aangezien de sensitiviteit van de EBT2 film groter is als men deze film in portretori¨entatie scant, is dit de aanbevolen scanrichting. Door de asymmetrische opbouw van de EBT2 film zorgt het omwisselen van de zijde die naar het scanvlak gericht voor een fout in de meting. In [62] ontdekte men dat dit bij een netto relatief optische densiteitmeting van de EBT2 film kan leiden tot fouten van 10% in de gemeten dosis bij een gegeven dosis van 200 cGy. De netto relatief optische densiteitmeting is de optische densiteitmeting van de EBT2 film in het blauwe en rode kanaal, waarbij men tracht te corrigeren voor de niet-uniforme dikte van de actieve laag. Deze fout loopt zelfs op bij het meten van films die bestraald werden met een hogere dosis. Dit is enkel geldig voor EBT2 films die men scant in reflectiemode. In transmissiemode vond men geen statistisch significant verschil tussen de gemeten optische densiteit en het omwisselen van de zijde die naar het scanvlak gericht is.

28

Hoofdstuk 3. De radiochrome film: GafChromic EBT2

Figuur 3.7: Invloed van de ori¨entatie van EBT2 bij het digitaliseren (afbeelding uit [59])

3.5.3

Newtonringen

Newtonringen is een interferentiepatroon dat ontstaat door vele reflecties van licht door veranderingen in brekingsindex langsheen het pad van de lichtbundel. [47] Deze artefacten kunnen ontstaan bij het digitaliseren van een radiochrome film met een flatbed scanner, zoals de Epson Expression 10000XL en veroorzaken een dosisonzekerheid tot ±5%. [63] Een mogelijke oorzaak van dit fenomeen is een luchtlaag tussen de film en het vlak van de scanner waarop de film ligt. Het ontstaan van Newtonringen kan men voorkomen door rechtstreeks contact tussen de radiochrome film en het scanvlak te vermijden, bijvoorbeeld met behulp van een transparant plastic frame dat de hoeken van een film ondersteunt. [63] In deze scriptie gebruiken we zoals eerder vermeld de Nikon Super Coolscan 9000 ED transmission scanner om de GafChromic EBT2 films te digitaliseren. Aangezien de films hier niet op een scanvlak liggen, moet in dit geval geen rekening gehouden worden met het ontstaan van Newtonringen.

3.5.4

Niet-uniforme respons van de scanner

Aangezien een scanner geen uniforme respons over het hele scanvlak kent, is het noodzakelijk om hiermee rekening te houden. In de richting loodrecht op de scanrichting meet men naar de rand van de scanner toe een daling van de gevoeligheid van de scanner en zo een overrespons van de optische densiteit. Deze overrespons is afhankelijk van de positie op het scanvlak, maar ook van de optische densiteit van de film. [64] Er zijn verschillende mogelijke verklaringen waarom de detectoren aan de rand van het scanvlak minder licht opvangen in vergelijking met detectoren in het centrum. Enkele mogelijke verklaringen voor een scanner met een fluorescente lichtbron en een rij CCD (Charged-coupled device) detectoren zijn: niet-uniforme lichtproductie langs de lengte van de fluorescente lichtbron, licht29

Hoofdstuk 3. De radiochrome film: GafChromic EBT2 lekken, verschillen in reflectie tussen de centrale regio van het scanvlak en de rand, optische elementen die het licht focusseren op de CCD’s en geometrische effici¨entie, waarbij detectoren aan de rand minder fotonen opvangen dan detectoren in het centrum. [65] Voor een eenvoudige dosisbepaling is het voldoende om enkel het centrale deel van de film te gebruiken dat in het centrum van het scanvlak ligt. Als men de film echter gebruikt voor 2D dosimetrie, is het noodzakelijk om een correctie op de niet-uniforme respons van de scanner uit te voeren. Het is hierbij de bedoeling om een correctiematrix op te stellen voor verschillende optische densiteiten van de film op verschillende posities op het scanvlak. De correctiefactoren in deze matrix geven de verhouding weer van een op een bepaalde plaats van het scanvlak gemeten optische densiteit ten opzichte van een optische densiteit gemeten in het centrum van het scanvlak. In [61] en [64] stelde men een methode met EBT films voor om deze correctiefactoren te bepalen, respectievelijk voor de Epson Expression 10000XL en de Epson Pro 1680 Expression scanner. Met behulp van deze correctiematrix corrigeert men bij de Epson Pro 1680 Expression afwijkingen tot 8% in optische densiteit loodrecht op de scanrichting. De afwijkingen bij de Epson Expression 10000XL bedragen slechts 6%. Beide scanners maken gebruik van een fluorescentielamp als lichtbron en gebruiken een rij CCD’s als detector. De betere resultaten van de Epson Expression 10000 XL wordt verklaard door zijn grotere formaat van scanvlak (A3-formaat).

3.5.5

Opwarmen van de scanner

Om een nauwkeurige meting van de optische densiteit uit te voeren, is het belangrijk dat de lamp in de scanner een stabiele lichtoutput geeft. Om dit te bekomen moet men de fluorescentielamp in scanners zoals de Epson Expression 10000XL en de Epson Pro 1680 Expression opwarmen. Dit kan men bereiken door de scanner vooraf te laten kalibreren of door een radiochrome film meerdere malen te scannen en enkel de laatste scans, waarbij de lamp van de scanner al een stabiele output geeft, te gebruiken voor verdere analyse. Ook het nemen van een previewscan zorgt voor een gedeeltelijke opwarming van de scannerlamp. Figuur 3.8 geeft het verloop van de optische densiteit, gemeten bij een niet-bestraalde EBT film, afhankelijk van het nummer van de scan genomen met de Epson Pro 1680 Expression. [64] Vanaf de 3de opeenvolgende scan bereikt de gemeten optische densiteit van de film een constante waarde door een stabiele lichtoutput van de scannerlamp. De lamp is dus voldoende opgewarmd. Het nemen van een preview zorgt op zich ook al voor een gedeeltelijke opwarming van de lamp. Vanaf de 7de scan stijgt de gemeten optische densiteit van de EBT film in figuur 3.8. Dit werd eerst verklaard door de invloed van licht van de scanner op de optische densiteit van de film [64], maar uit verder onderzoek bleek de temperatuurstijging van het scanvlak van de flatbed scanner de oorzaak te zijn. [66] Uit de resultaten van het onderzoek in [66] bleek dat een verhoging van de temperatuur van de film zorgde voor twee verschillende effecten. Het duidelijkste verschil is het verschuiven van het absorptiespectrum naar lagere golflengtes bij een hogere temperatuur van de film. Daarnaast kan men bij een hogere temperatuur van de film ook een daling van de absorptie bij een absorptiemaximum waarnemen en een stijging van de absorptie bij een absorptiemimimum. Het

30

Hoofdstuk 3. De radiochrome film: GafChromic EBT2

Figuur 3.8: Optische densiteit in functie van aantal scans (afbeelding uit [64])

effect op de gemeten absorptie is dus afhankelijk van het golflengtegebied waarin het gebruikte scanlicht zich bevindt. Zo kon men in [67] een daling van de absorptie en daarmee gekoppeld een daling van de optische densiteit van de film meten bij een stijgende filmtemperatuur. Daarentegen vond men in [64] een hogere optische densiteit van de film bij een stijgende temperatuur. Dit verschil in waarneming wordt verklaard door het verschil in gebruikte meettechniek. Daar waar men in [64] het rode kanaal van een flatbed scanner gebruikte, maakte men in [67] gebruik van LED licht in een nauwe band rond 630 nm. Afhankelijk van de optische densiteit van de film zijn er bepaalde frequenties waarbij de absorptie niet wijzigt onder invloed van de temperatuur. Bovendien is binnen de onzekerheid van de EBT film het effect veroorzaakt door een stijgende temperatuur van de film reversibel. In [61] onderzocht men ook de invloed van opwarming van de Epson Expression 10000XL scanner op de uitlezing van een EBT film. Uit de resultaten blijkt dat het bij deze scanner ook aangewezen is om de EBT film meerdere malen opeenvolgend te scannen en de eerste 7 scans niet te gebruiken om de optische densiteit te bepalen. Zoals eerder vermeld, wordt in deze scriptie gebruik gemaakt van de Nikon Super Coolscan 9000 ED transmission scanner. De detector van deze scanner bestaat uit een rij CCD’s, waarover de film kan schuiven zodat een hele afbeelding van de film ontstaat. In tegenstelling tot de Epson Pro 1680 Expression en de Epson Expression 10000XL maakt de Nikon Coolscan geen gebruik van van een fluorescentielamp, maar wel van LED’s. Deze geven onmiddellijk een stabiele output, dus opwarmen van LED’s is niet nodig. Voorafgaand aan elke scan wordt wel telkens een kalibratie van de Nikon scanner uitgevoerd.

31

Hoofdstuk 4

EBT2 als oppervlaktedosimeter 4.1

Inleiding

De geabsorbeerde dosis aan het oppervlak en in de eerste millimeters van de build-up is niet eenvoudig experimenteel te bepalen of te berekenen in klinische situaties. In deze scriptie gaan we na wat de mogelijkheden zijn van de radiochrome GafChromic EBT2 film voor dosimetrie in de build-up. Enkele belangrijke kenmerken van radiochrome films op vlak van dosimetrie zijn: de hoge spatiale resolutie in het vlak van de film (2D-dosimeter) en de weefselequivalentie van de film. Door verschillende EBT2 films op elkaar te stapelen, is het mogelijk om dosismetingen op verschillende diepten uit te voeren. Zo wordt een dosisprofiel in de build-up bekomen met een resolutie die gelijk is aan de dikte van de actieve laag van de film, namelijk 30 µm. De goede resolutie van metingen met EBT2 in de richting van de bundel is een belangrijk pluspunt voor dosimetrie aan het oppervlak en in de build-up. De EBT2 film laat toe om een dosismeting uit te voeren op 95 µm en 380 µm diepte. Deze diepten liggen in gebieden die aanbevolen worden in ICRP 59. [7] Zo is het aangewezen om een dosismeting uit te voeren op een diepte tussen 20 en 100 µm om de invloed van stochastische effecten op de huid te analyseren en een dosismeting op een diepte tussen 300 en 500 µm voor de deterministische effecten op de huid. Naast dieptemetingen met EBT2 is het ook mogelijk om een dosisprofiel op te meten door de film parallel met de bundel te plaatsen. In paragraaf 2.3.2 werd reeds vermeld dat de extrapolatiekamer de referentie is voor oppervlaktedosimetrie. Slechts weinig instituten hebben dit type ionisatiekamer ter beschikking en metingen zijn zeer tijdrovend. Bovendien is het niet mogelijk om deze ionisatiekamer op een gekromd oppervlak te gebruiken en kent ze beperkingen bij dosimetrie met kleine velden. Radiochrome films kan men wel gebruiken op een gekromd oppervlak, dat maakt ze in dit opzicht bruikbaar in de klinische praktijk. De bespreking van de resultaten in deze scriptie wordt opgesplitst in twee verschillende delen: ‘Onderzoek van EBT2 als oppervlaktedosimeter’ en ‘Toepassingen van EBT2 als oppervlaktedosimeter’. In de volgende paragrafen bespreken we kort de inhoud van deze delen.

32

Hoofdstuk 4. EBT2 als oppervlaktedosimeter

4.2

Onderzoek van EBT2 als oppervlaktedosimeter

In het deel ‘Onderzoek van EBT2 als oppervlaktedosimeter’ wordt op enkele gebieden nagegaan of een stapel EBT2 films geschikt is voor gebruik als dosimeter aan het oppervlak en in de eerste millimeter van de build-up. Het digitaliseren van radiochrome films is een cruciale factor in het proces (zie paragraaf 3.5). E´en van de belangrijke factoren hierin is de uniformiteit van de respons van de scanner, die afhankelijk is van het type scanner, de optische densiteit van de film en de gebruikte filmbatch. In hoofdstuk 5 onderzoeken we de niet-uniforme respons van de Nikon Super Coolscan 9000 ED transmission scanner (Nikon Co., Tokyo, Japan) en bepalen we de correctiefactoren voor de filmbatch die verder gebruikt wordt in deze scriptie. De met EBT2 bekomen meetresultaten in de eerste millimeter van de build-up worden in hoofdstuk 6 vergeleken met dosismetingen met een extrapolatiekamer en een Markus plan-parallelle kamer. In de klinische praktijk zal men EBT2 films op gekromde oppervlakken gebruiken en hierbij is het niet te vermijden dat kleine luchtlagen ontstaan. Daarom wordt in hoofdstuk 7 nagegaan wat de invloed is van een luchtlaag tussen twee verschillende films of tussen een film en het fantoom op het meetresultaat.

4.3

Toepassingen van EBT2 als oppervlaktedosimeter

Vervolgens wordt een stapel EBT2 films gebruikt voor een aantal aspecten van oppervlakte- en build-up dosimetrie: het bestuderen van de invloed van elektronencontaminatie op de dosis in de build-up, het vergelijken van de door een planningsysteem berekende dosis in de build-up met EBT2 metingen en de invloed van een schuin invallende bundel op de dosis aan het oppervlak en in de build-up. Bij bestraling van een pati¨ent met fotonenbundels wordt de dosis in de huid ook bepaald door contaminatie van de fotonenbundel met laagenergetische fotonen en elektronen. In vergelijking met hoogenergetische fotonen geven deze deeltjes sneller een dosis af in het weefsel. De invloed van elektronencontaminatie op de dosis aan het oppervlak en in de build-up wordt onderzocht met EBT2 metingen in hoofdstuk 8. Aangezien elektronen een lading hebben, zijn ze onderhevig aan de wet van Lorentz en kan men deze met een magnetisch veld uit de bundel verwijderen. Planningsystemen hebben een belangrijke functie in radiotherapie. In hoofdstuk 9 gaan we na in welke mate de dosismetingen met EBT2 overeenstemmen met de door het planningsysteem Pinnacle3 (Philips Medical Systems) berekende dosissen in de build-up. Tenslotte wordt met behulp van EBT2 de invloed van een schuin invallende bundel op de huiddosis onderzocht in hoofdstuk 10. Op een gekromd oppervlak valt de bundel niet op elke plek in onder dezelfde hoek. Dit brengt met zich mee dat de huiddosis bij behandeling van bijvoorbeeld borsttumoren niet overal even groot is.

33

Deel I

Onderzoek van EBT2 als oppervlaktedosimeter

34

Hoofdstuk 5

Digitaliseren van EBT2 films met de Nikon Coolscan 5.1

Inleiding

De accuraatheid van dosismetingen met radiochrome films is sterk afhankelijk van het systeem waarmee men deze films digitaliseert. Het is dan ook noodzakelijk om dit systeem grondig te karakteriseren. In deze scriptie wordt de Nikon Super Coolscan 9000 ED transmission scanner (Nikon Co., Tokyo, Japan) gebruikt om GafChromic EBT2 films te digitaliseren volgens een protocol beschreven in paragraaf 5.2.1. De detector van deze scanner bestaat uit CCD’s, waarover de film kan schuiven zodat een hele afbeelding van de film wordt gevormd. In tegenstelling tot de eerder vermelde Epson Expression 10000XL en de Epson Pro 1680 Expression scanner, maakt de Nikon Coolscan gebruik van LED’s als lichtbron en heeft deze dus geen fluorescentielamp. Zoals reeds vermeld in paragraaf 3.5.4, merkt men bij een scanner die werkt met CCD detectoren een duidelijke variatie op in de respons van de scanner in de richting loodrecht op de scanrichting. Deze variatie is afhankelijk van het type scanner, de optische densiteit van de film en de gebruikte filmbatch. In dit experiment wordt de uniformiteit van de Nikon Coolscan onderzocht en bepalen we correctiefactoren voor de niet-uniforme respons van deze scanner die specifiek zijn voor de filmbatch die verder gebruikt wordt in deze scriptie.

5.2 5.2.1

Methode Digitaliseren van radiochrome films

De EBT2 films worden zowel v´ oo´r als 36 uur na de bestraling gedigitaliseerd met de Nikon Super Coolscan 9000 ED transmission scanner. De tijd tussen het bestralen en het digitaliseren van de film is noodzakelijk om de respons van de film te stabiliseren.(zie paragraaf 3.4.4) We stellen de resolutie van de Nikon Coolscan in op 100 dpi (dots per inch) en gebruiken een kleurdiepte van 48bits of 16bits per kleurkanaal (blauw, groen en rood). In deze scriptie wordt

35

Hoofdstuk 5. Digitaliseren van EBT2 films met de Nikon Coolscan enkel gebruik gemaakt van het rode kanaal van de scanner. Uit dit kanaal bepaalt men dan pixel per pixel de optische densiteit over de hele film. De gemeten optische densiteit (rode kanaal) in de film voor de bestraling noemt men de background en deze trekken we af van de gemeten optische densiteit na de bestraling. Dit wordt ODRnetto (netto optische densiteit rode kanaal) genoemd en dit zullen we in de experimenten in deze scriptie steeds gebruiken. Op deze manier meten we een verandering van optische densiteit onder invloed van de bestraling. [47], [49], [68] Het is noodzakelijk om alle beeldverbeteringsopties uit te schakelen en steeds dezelfde ori¨entatie van de films in de scanner te gebruiken. De films in deze scriptie worden gedigitaliseerd in portretori¨entatie, waarbij de langste zijde van de film parallel ligt met de scanrichting. Aangezien de LED’s van de Nikon Coolscan onmiddellijk een stabiele output geven, is het niet noodzakelijk om opwarmscans te nemen. Voor elke scan voeren we een kalibratie van de scanner uit, waarna de films eenmaal worden gedigitaliseerd. Zowel tijdens het bestralen van de EBT2 films als tijdens het scannen wordt onnodige blootstelling van de film aan licht vermeden. Om vingerafdrukken op de film te vermijden is het aangeraden om handschoenen te gebruiken.

5.2.2

Proefopstelling

Aangezien de niet-uniformiteit van de Nikon Coolscan afhangt van de optische densiteit van de film, wordt deze onderzocht voor vijf verschillende optische densiteitsniveaus. Hiervoor worden in dit experiment EBT2 films (afmeting 3,4x3,7 cm2 , lotnummer F03181002, exp. date 03/2012) bestraald met telkens een verschillend aantal MU’s (monitor unit): 0, 29, 128, 396 en 700 MU. Per dosisniveau bestralen we telkens 5 verschillende EBT2 films met verschillende ori¨entaties tijdens de bestraling om de invloed van filminhomogeniteiten op het resultaat van het onderzoek te reduceren. Het is in dit experiment niet noodzakelijk om de exacte door de film geabsorbeerde dosis te kennen. De EBT2 films worden bestraald met 6 MV fotonen, geproduceerd door de Synergy versneller (Elekta, Crawley, UK). Hierbij bevinden de films zich in een polystyreen fantoom (Polystyrol 495F, BASF, Germany, ρ= 1.02 g/cm3 ) met afmeting 30x30x20 cm3 op 10 cm diepte in het fantoom. De veldgrootte bedraagt 9,6x9,6 cm2 ter hoogte van het isocentrum, de SSD (sourcesurface distance) 90 cm. Om de variatie in de respons van de scanner te bepalen, delen we elke uniform bestraalde film op in kleine ‘Regions Of Interest’ (ROI, 5x5 pixels, 1,27x1,27 mm2 ) waarin de gemiddelde optische densiteit wordt bepaald. De afstand tussen 2 aangrenzende ROI’s bedraagt 14 pixels (3,56 mm). Figuur 5.1 illustreert de locatie en grootte van de gekozen ROI’s: 5 verschillende posities voor de ROI’s in de y-richting (verticaal) en 10 verschillende posities in de x-richting (horizontaal). We verwachten naar analogie met andere scanners de grootste afwijking op een uniforme respons in de x-richting, loodrecht op de scanrichting van de Nikon Coolscan. De positie en grootte van deze ROI’s moet dezelfde zijn voor alle films in dit experiment.

36

Hoofdstuk 5. Digitaliseren van EBT2 films met de Nikon Coolscan

Figuur 5.1: Onderverdeling van de film in ROI’s.

Op figuur 5.1 ziet men rond de afbeelding van de film een zwarte rand. Deze is afkomstig van het diaframe waarin de films tijdens het scannen worden geplaatst. Aangezien de transmissie van licht door dit plastic frame zeer laag is, meet de scanner een zeer laag signaal. De totale grootte van de afbeelding bedraagt 100x147 pixels (2,5x3,7 cm2 ). De grootte van de bruikbare afbeelding (zonder zwarte rand) bedraagt 88x135 pixels (2,2x3,4 cm2 ). Dus niet de volledige film werd gedigitaliseerd, maar enkel een centraal deel van de film. Om correctiefactoren op te stellen, heeft men een ROI nodig die beschouwd kan worden als referentiepunt. Hiervoor wordt een ROI van 5x5 pixels gekozen die exact in het midden van de film ligt. Als men de gemiddelde optische densiteit in elke ROI nu deelt door de gemiddelde optische densiteit van de referentie-ROI, bekomt men correctiefactoren voor de respons van de scanner. Het bepalen van de correctiefactoren gebeurt met een zelfgeschreven programmacode in Matlab (The Math Works, Inc., Natwick, MA, USA, Matlab 7.8).

5.3

Resultaten en discussie

De respons van de Nikon Coolscan blijkt niet-uniform te zijn. Bovendien is deze niet-uniforme respons afhankelijk van de optische densiteit van de film. Figuur 5.2 en figuur 5.3 geven het profiel weer van de optische densiteit langs een lijn die door het midden van de film loopt, parallel met de x-richting (dus loodrecht op de scanrichting), voor respectievelijk een niet-bestraalde film (0 MU) en een film die uniform bestraald werd met 396 MU. Aangezien de resultaten afkomstig zijn van een uitmiddeling over 5 films, kan men stellen dat de inhomogeniteit van de scannerrespons de voornaamste oorzaak is van deze verschillen. Het verloop van beide profielen is gelijkaardig, maar toch zijn er enkele duidelijke verschillen waarneembaar, zo bijvoorbeeld in de omgeving van pixelnummer 60. In deze profielen stelt men dus vast dat de respons van de scanner afhankelijk is van de optische densiteit van de film en het dus aangewezen is om correctiefactoren op te stellen voor verschillende optische densiteiten. Bij de niet-bestraalde films bedraagt het verschil tussen de laagste en de hoogste gemeten optische densiteit 13,4%, bij de films bestraald met 396 MU bedraagt dit verschil 1,7%.

37

Hoofdstuk 5. Digitaliseren van EBT2 films met de Nikon Coolscan

Figuur 5.2: Profiel van gemeten optische densiteit in x-richting: 0 MU. X-as: nummer van de pixel in de bruikbare afbeelding in de x-richting (totaal 135 pixels).

Figuur 5.3: Profiel van gemeten optische densiteit in x-richting: 396 MU. X-as: nummer van de pixel in de bruikbare afbeelding in de x-richting (totaal 135 pixels).

In [64] bedroeg dit verschil in gemeten optische densiteit 7,8% en 8,0%, respectievelijk voor niet-bestraalde EBT films en met 396 cGy bestraalde EBT films voor een Epson Pro 1680 Expression scanner. In [61] vond men bij de Epson Expression 10000XL afwijkingen tot maximaal 6% op de gemeten optische densiteit aan de rand van de scanner, voor films bestraald met 0 tot 3,5 Gy. Men verklaart in dit onderzoek de betere resultaten van de Epson Expression 10000 XL in vergelijking met andere scanners door zijn grotere formaat van scanvlak (A3-formaat). Het scanvlak van de Nikon Coolscan is wel kleiner dan dat van de Epson Pro 1680 Expression scanner en dat van de Epson Expression 10000 XL. We gebruiken bovendien slechts een deel van dit scanvlak. 38

Hoofdstuk 5. Digitaliseren van EBT2 films met de Nikon Coolscan Figuur 5.4 geeft vijf verschillende profielen van de correctiefactor weer, elk getekend in een andere kleur. Deze profielen werden bekomen door het gemiddelde te nemen van de correctiefactoren over een serie van 5 niet-bestraalde films (0 MU). Elk profiel hoort bij ´e´en van de vijf rijen bestaande uit 10 ROI’s (zie figuur 5.1).

Figuur 5.4: Profiel van gemeten optische densiteit in x-richting op verschillende plaatsen langs scanrichting: 0 MU. X-as: nummer van de ROI in de x-richting, dus loodrecht op de scanrichting (nummering van links naar rechts in figuur 5.1).

Uit deze figuur blijkt dat de correctiefactoren ook in de scanrichting tot 5% van elkaar kunnen verschillen bij een niet-bestraalde film. Dit zorgt ervoor dat men ook een correctie moet uitvoeren op de niet-uniforme respons van de scanner parallel met de scanrichting. De niet-uniformiteit van de Nikon Coolscan in de scanrichting is wel minder uitgesproken bij films met een hogere optische densiteit. Bij de films bestraald met 396 MU vindt men een afwijking in de scanrichting tot 1,1%. In [64] vond men bij de Epson Pro 1680 Expression scanner een gemiddelde afwijking van 2,7% in de scanrichting bij niet-bestraalde films en een gemiddelde afwijking van 0,6% bij films die een dosis van 396 cGy ontvingen. Uit deze analyse besluiten we dus om een 3D-correctiematrix op te stellen. Deze 3 dimensies zijn: de richting op het scanvlak loodrecht op de scanrichting, de richting parallel met de scanrichting en als 3de dimensie de correctiefactoren voor verschillende optische densiteiten. Indien het verschil in respons van de scanner langs de scanrichting verwaarloosbaar zou zijn, kan men een 2D-correctiematrix (richting loodrecht op de scanrichting en verschillende optische densiteiten) gebruiken. Het gebruik van een correctieprocedure met een 3D-correctiematrix is in vergelijking met een 2D-correctiematrix zeker niet complexer en is even snel te berekenen via Matlab. Aangezien voor het opstellen van de correctiefactoren gebruik gemaakt wordt van ROI’s die verdeeld liggen over de film, beschikken we per verschillende optische densiteit maar over een correctiematrix met 5x10 correctiefactoren. We nemen aan dat deze correctiefactoren geldig zijn in het centrum van elke ROI. Door toepassen van lineaire interpolatie tussen de verschillende correctiefactoren van elke ROI, vindt men een correctiefactor voor elke pixel van de film. De correctiefactoren van pixels die buiten het gebied liggen waarin de ROI’s zich bevinden (zie figuur 5.1), worden bepaald door extrapolatie van de gevonden correctiefactoren. 39

Hoofdstuk 5. Digitaliseren van EBT2 films met de Nikon Coolscan Om de opgestelde 3D-correctiematrix in Matlab te gebruiken bij het corrigeren van de respons van de scanner, is het noodzakelijk om matrices op te stellen die optische densiteiten bevatten die overeenstemmen met de gepaste correctiefactoren. De correctiefactoren zijn immers afhankelijk van de optische densiteit van de film. Op deze manier kan Matlab uit de scan van een film de optische densiteit van een bepaalde pixel bepalen en vervolgens de gepaste correctiefactor gebruiken. Als de optische densiteit van deze pixel ligt tussen twee optische densiteiten die overeenstemmen met vooraf bepaalde correctiefactoren, wordt tussen de twee correctiefactoren ge¨ınterpoleerd. Om een duidelijk beeld te krijgen van de werking van dit correctieproces in Matlab, passen we de correctie voor de niet-uniformiteit van de scanner toe op een willekeurig bestraalde film (geabsorbeerde dosis 296,11 cGy). Op figuur 5.5 ziet men een profiel van de optische densiteit van de film voor en na toepassen van de correctie. Dit profiel geeft het verloop van de optische densiteit weer in de richting loodrecht op de scanrichting (x-richting) en werd bekomen door uitmiddeling van de optische densiteit over 10 rijen die in het midden van de film liggen in de y-richting.

Figuur 5.5: Profiel van de optische densiteit voor (blauw) en na (rood) toepassen van de correctieprocedure.

Uit figuren 5.2 en 5.3 blijkt dat de Nikon Coolscan in de zone bij de linkerrand van de film een hogere optische densiteit van de film meet in vergelijking met het midden van de film. Op figuur 5.5 is te zien dat de rode curve, die de optische densiteit na het uitvoeren van de correctie weergeeft, lager ligt dan de blauwe curve in de zone van pixelnummer 1 tot 60. Het is hier duidelijk waarneembaar dat de procedure in Matlab corrigeerde voor de overrespons van de scanner. Tussen pixelnummer 70 en 100 ligt de rode curve op figuur 5.5 boven de blauwe curve. Figuren 5.2 en 5.3 geven aan dat de Nikon Coolscan in deze zone een lagere respons kent. Deze lagere respons wordt dus ook gecorrigeerd door de correctieprocedure in Matlab.

40

Hoofdstuk 5. Digitaliseren van EBT2 films met de Nikon Coolscan

5.4

Besluit

Tijdens dit experiment werd zowel in de scanrichting als in de richting loodrecht op de scanrichting een niet-uniforme respons van de Nikon Coolscan ontdekt. Net als bij andere CCDgebaseerde scanners, is de niet-uniforme respons van de Nikon Coolscan afhankelijk van de optische densiteit van de film. In de richting loodrecht op de scanrichting werd de grootste afwijkingen in respons van de scanner vastgesteld: 13,4% bij de niet-bestraalde films en 1,7% bij de films die bestraald werden met 396 MU. In de scanrichting bedroeg de afwijking tot 5% bij niet-bestraalde films en tot 1,1% bij films bestraald met 396 MU. We ontwikkelden met de resultaten van dit experiment een correctieprocedure in Matlab met bijhorende correctiefactoren voor de filmbatch die zal gebruikt worden in volgende experimenten.

41

Hoofdstuk 6

Diepte-dosisprofiel in de huid 6.1

Inleiding

Het doel van dit experiment is om met behulp van een stapel radiochrome GafChromic EBT2 films het verloop van de dosis te bepalen in de eerste millimeter van de build-up. Een grondige kennis van het dosisverloop in de huid laat toe om de nadelige effecten van radiotherapie op de huid te bestuderen. De resultaten bekomen met de radiochrome film zullen we eveneens vergelijken met een extrapolatiekamer en een Markus plan-parallelle kamer. Metingen met extrapolatiekamers zijn de referentie voor dosimetrie aan het oppervlak. Bij dit speciale type ionisatiekamer kan men de afstand tussen de twee parallelle elektrodes precies regelen en zeer klein maken. Hierdoor verkleint men het meetvolume van de extrapolatiekamer. De gemeten ionisatiestroom kan men hiermee extrapoleren naar een infinitesimaal klein meetvolume. [22], [69], [70]

6.2 6.2.1

Methode Karakteristieken van de bundel

Alle experimenten in dit hoofdstuk worden uitgevoerd met 6 MV fotonen geproduceerd door de Synergy versneller (Elekta, Crawley, UK). Deze versneller levert bij elke bestraling 400 MU. Bij de Synergy versneller komt 1MU overeen met een dosis van 1 cGy op een diepte van 10 cm in het fantoom bij SSD 90 cm en een veldgrootte van 10x10 cm2 ter hoogte van het isocentrum. De veldgrootte in dit experiment bedraagt 9,6x9,6 cm2 ter hoogte van het isocentrum en de SSD 90 cm ten opzichte van de bovenste film of het opbouwmateriaal voor de extrapolatiekamer of de Markus plan-parallelle kamer.

6.2.2

Kalibratie

EBT2 films (lotnummer F03181002, exp. date 03/2012, 3,4x3,7 cm2 ) die zich op een diepte van 10 cm in het polystyreen fantoom (Polystyrol 495F, BASF, Germany, ρ= 1.02 g/cm3 ) bevinden, worden bestraald met 6 MV fotonen geproduceerd door de Synergy versneller en absorberen elk een verschillende dosis. De bundeleigenschappen zijn dezelfde als deze in paragraaf 6.2.1. Vooraf wordt een controle uitgevoerd van het lineair verband tussen het aantal ingestelde MU op de

42

Hoofdstuk 6. Diepte-dosisprofiel in de huid versneller en de gemeten dosis met een Farmer ionisatiekamer (0.6 cm3 , Model M30001, serial number 1854, PTW) in combinatie met een UNIDOS elektrometer (PTW, Freiburg, Germany). De kalibratiecurve wordt opgesteld met films die elk een verschillende dosis ontvingen: 0; 28,79; 69,43; 126,92; 199,28; 287,49; 392,56; 495,65; 594,77; 693,89 en 793,01 cGy. Het is belangrijk om de kalibratiecurve op te stellen voor een voldoende ruim dosisbereik. Het digitaliseren van de EBT2 films in dit experiment gebeurt volgens het protocol in paragraaf 5.2.1. Matlab voert ook een correctie uit voor de niet-uniforme respons van de Nikon Coolscan (zie hoofdstuk 5).

6.2.3

Stapel EBT2 films

Figuur 6.1 geeft een overzicht van de experimentele opstelling. Bovenop het polystyreen fantoom (Polystyrol 495F, BASF, Germany, ρ= 1.02 g/cm3 ) met afmeting 30x30x20 cm3 bevinden zich 7 GafChromic EBT2 films (lotnummer F03181002, exp. date 03/2012) met een afmeting van 3,4x3,7 cm2 op elkaar gestapeld. [49] Enkel de bovenste 5 films worden gebruikt om het dosisprofiel in de eerste millimeter van de build-up te bepalen, de onderste 2 zijn tussenfilms en dienen enkel om de dikte van de stapel films tot 2 mm te brengen. Er bevinden zich nog EBT2 films op 4 mm en 15 mm diepte in het fantoom. De meting op 15 mm diepte wordt als referentiemeting gebruikt en deze diepte ligt in de omgeving van de zone van maximale dosisafgifte. Onder de stapel films bevindt zich nog 20 cm polystyreen fantoom als backscattermateriaal.

Figuur 6.1: Schets van de meetopstelling voor het bepalen van het dosisprofiel in de huid voor 6 MV fotonen

Figuur 6.2: Meetdiepte [µm] van 5 EBT2 films

43

Hoofdstuk 6. Diepte-dosisprofiel in de huid De gemeten dosissen worden toegeschreven aan dieptes gelijk aan de effectieve meetdiepte van de EBT2 film. Deze ligt in het midden van de actieve laag van de film, op een diepte van 95 µm. Gezien de asymmetrische opbouw van de EBT2 film (zie figuur 3.1), is het belangrijk om steeds de correcte ori¨entatie van de film te gebruiken. Bij een stapel EBT2 films liggen de effectieve meetpunten 285 µm (dikte EBT2 film) van elkaar verwijderd. De nummering van de films in figuur 6.2 zullen we in deze scriptie verder gebruiken: film 1 ligt het dichtst bij de stralingsbron, film 5 ligt onderaan de stapel met meetfilms. Voor film 1 bedraagt de effectieve meetdiepte 95 µm, voor film 2 tot en met 5 respectievelijk 380 µm, 665 µm, 950 µm en 1235 µm.

6.2.4

Extrapolatiekamer

In dit experiment wordt gebruik gemaakt van een PTW extrapolatiekamer (Type 23392) in combinatie met een UNIDOS elektrometer van PTW. Om een dosisbepaling uit te voeren met een extrapolatiekamer, meet men de ionisatiestroom bij verschillende afstanden tussen de elektrodes. Op basis hiervan zet men de gemeten lading (Coulomb) uit in functie van de afstand tussen de parallelle elektrodes. Kerma in lucht (Ka ) wordt dan bepaald met formule 6.1. Ka = (

1 dQ 1 W )ef f ( )x→0 e (πr2 )ef f ρ0 dx

(6.1)

Hierbij staat ( We )ef f voor de gemiddelde energie die nodig is om een ionenpaar te cre¨eren in lucht voor elektronen of fotonen. (πr2 )ef f is de effectieve grootte van het meetgebied en ρ0 de dichtheid van lucht bij een standaarddruk van 1013 hPa en temperatuur 273,15 K. ( dQ dx )x→0 is het quoti¨ent van de lading en de afstand tussen de elektrodes die naar 0 gaat. Dit is ook de richtingsco¨effici¨ent van de rechte die we fitten bij de resultaten van de gemeten lading in functie van de afstand tussen de elektrodes. [71], [72] Het referentiepunt van deze extrapolatiekamer ligt aan de binnenzijde van de ingangsfolie in het midden van de kamer. De waterequivalente dikte van de ingangsfolie bedraagt 7,5 µm. [73] Door EBT2 films of een polystyreen fantoomplaat met dikte 1 mm als opbouwmateriaal te plaatsen voor de extrapolatiekamer, is het mogelijk om met deze ionisatiekamer de dosis te meten op diepten die gelijkaardig zijn aan de meetdiepten bij EBT2. Voor de referentiemeting op 15 mm diepte wordt 1,5 cm fantoom voor de extrapolatiekamer geplaatst. De eigenschappen van de bundel vindt men terug in paragraaf 6.2.1. De versneller levert bij dit experiment 200 MU met een dose rate van 100 MU/min om saturatie van de extrapolatiekamer te vermijden. Het meten van de ionisatiestroom herhalen we voor verschillende afstanden tussen de twee elektrodes: 1 mm, 2 mm en 5 mm. Een constant spanningsverschil van 100 volt wordt aangelegd over de elektroden van de extrapolatiekamer. Op deze manier bekomt men een accuraatheid van meer dan 99,5 %. [74]

6.2.5

Markus plan-parallelle kamer

Naast de extrapolatiekamer werd ook een plan-parallelle kamer (Markus, model TW 34045, PTW, Germany) gebruikt om metingen met EBT2 te vergelijken. Bij deze plan-parallelle kamer ligt het referentiepunt langs de binnenzijde van de ingangsfolie. Tijdens dit experiment wordt

44

Hoofdstuk 6. Diepte-dosisprofiel in de huid geen gebruik gemaakt van een build-up kap. In deze situatie bedraagt de waterequivalente dikte van het effectief meetpunt 27,6 µm. [73] EBT2 films of een fantoomplaat met dikte 1 mm worden gebruikt om ook met de plan-parallelle kamer metingen op verschillende diepten uit te voeren. De eigenschappen van de bundel vindt men terug in paragraaf 6.2.1.

6.3

Resultaten en discussie

6.3.1

Radiochrome EBT2 film

Figuur 6.3 geeft de kalibratiecurve voor ODRnetto voor de gebruikte filmbatch. De gemiddelde ODRnetto wordt bepaald in een rechthoekige ROI (20x60 pixels, 5,1x15,2 mm2 ), die zich in het midden van de film bevindt. De langste zijde van de ROI ligt parallel met de scanrichting, aangezien de niet-uniformiteit van de scannerrespons het minst uitgesproken is in deze richting.

900,00

800,00

D = 169,36*OD3 + 391,67*OD2 + 210,71*OD + 1,9942 700,00

Dosis (cGy)

600,00 500,00 400,00 300,00 200,00 100,00 0,00 -0,0100

0,1900

0,3900

0,5900

0,7900

0,9900

1,1900

OD (-) Figuur 6.3: Kalibratiecurve ODRnetto: dosis (cGy) ifv OD (-). De foutvlaggen op de OD corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI.

Aan de hand van deze meetpunten wordt een derdegraads polynoom bepaald die het verband geeft tussen de netto optische densiteit van de film (in het rode kanaal) en de door de film geabsorbeerde dosis in cGy. (zie paragraaf 3.3.2) Figuur 6.4 toont de relatieve dosis ten opzichte van de geabsorbeerde dosis op 15 mm diepte in weefsel in functie van de diepte. Met behulp van de kalibratiecurve wordt de ODRnetto in elke pixel omgezet in een corresponderende dosiswaarde. De gemiddelde dosis wordt bepaald in een ROI van 20x60 pixels (5,1x15,2 mm2 ), die in het midden van de film ligt. Bij het bestralen ligt deze ROI op de bundelas. 45

Hoofdstuk 6. Diepte-dosisprofiel in de huid

Relatieve dosis tov dosis op 15 mm (%)

50,00 45,00 40,00 35,00

30,00 25,00 20,00 15,00 10,00 0

200

400

600

800

1000

1200

1400

Diepte (µm) Figuur 6.4: Diepte-dosisprofiel: relatieve dosis t.o.v dosis op 15 mm diepte. De foutvlaggen op de relatieve dosis corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI. Dit levert een onzekerheid op de meting op die tussen 3,7% en 5,2% ligt. Tussen de verschillende meetpunten wordt lineaire interpolatie toegepast om een beeld te geven van de relatieve dosis in de tussenliggende diepten.

De relatieve dosis stijgt snel naarmate men dieper in het fantoom meet (zie figuur 6.4). Op een meetdiepte van 95 µm bedraagt de relatieve dosis 17,5%, daar waar deze op een meetdiepte van 1,235 mm al 49,6% bedraagt. De relatieve dosis op 950 µm diepte bedraagt 43,4%. In [12] vond men met radiochrome films dat de relatieve dosis toenam van 14% op 4 µm diepte tot 43% op 1 mm diepte. Deze resultaten werden bekomen met 6 MV fotonen en een 10x10 cm2 veld ter hoogte van het isocentrum met SSD 100 cm. In het experiment in deze scriptie bedraagt de SSD 90 cm. Een kleinere SSD zorgt wel voor een hogere dosis aan het oppervlak en in de build-up (zie paragraaf 2.2).

6.3.2

Extrapolatiekamer en plan-parallelle kamer

Figuur 6.5 geeft de resultaten weer van een vergelijkend onderzoek tussen dosismetingen met EBT2, de extrapolatiekamer en de Markus (plan-parallelle) kamer. De punten die met elkaar verbonden zijn door een rechte, werden bekomen door voor de extrapolatiekamer of Markus kamer EBT2 films te plaatsen als opbouwmateriaal. De twee losstaande punten werden bekomen door een fantoom met dikte 1 mm voor ´e´en van beide ionisatiekamers te plaatsen. We bespreken verder in deze tekst volgende punten uit de resultaten van dit experiment: de overrespons van de Markus kamer ten opzichte van de extrapolatiekamer, de overrespons van de extrapolatiekamer ten opzichte van de EBT2 metingen en de goede overeenstemming van de losstaande punten in figuur 6.5 met de EBT2 metingen.

46

Hoofdstuk 6. Diepte-dosisprofiel in de huid

Relatieve dosis tov dosis op 15 mm (%)

60,00

50,00

40,00 Markus Extrapolatie

30,00

EBT2

20,00

10,00

0,00

0

200

400

600

800

1000

1200

1400

Diepte (µm) Figuur 6.5: Vergelijkende studie van de gemeten relatieve dosis met EBT2 (blauwe punten), extrapolatiekamer (rode punten) en Markus kamer (groene punten). De foutvlaggen op de relatieve dosis gemeten met EBT2 corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI. Tussen de verschillende meetpunten wordt lineaire interpolatie toegepast om een beeld te geven van de relatieve dosis in de tussenliggende diepten.

Aan het oppervlak meet de Markus kamer een relatieve dosis van 24,3%, daar waar de extrapolatiekamer een relatieve dosis van 17,2% meet ten opzichte van de dosis op 15 mm. Zoals verwacht, overschat de Markus kamer de dosis aan het oppervlak in vergelijking met de extrapolatiekamer en dit met 29,2%. Het verschil in gemeten relatieve dosis tussen de Markus kamer en de extrapolatiekamer neemt af naarmate men dieper in het fantoom meet. Oorzaken van deze overrespons van de Markus kamer vindt men terug in paragraaf 2.3.2. Voor een gelijkaardige veldgrootte en fotonenergie vond men in [22] een overschatting van 11%. In dit onderzoek maakte men wel gebruik van een Markus kamer met typenummer 30-329. In deze scriptie wordt een Markus kamer met typenummer 34045 gebruikt. Opvallend is wel de overrespons van de extrapolatiekamer ten opzichte van de dieptemetingen met de EBT2 film. Gemiddeld gezien ligt de gemeten relatieve dosis met deze ionisatiekamer 5% hoger dan deze gemeten met EBT2 films. Een mogelijke verklaring voor de hoger gemeten relatieve dosis door deze ionisatiekamer in vergelijking met EBT2 kan zijn dat de dosis toegekend is aan een foutieve meetdiepte. In [75] stelde men via Monte Carlo simulaties vast dat het effectieve meetpunt van thimble ionisatiekamers verschuift in de build-up. Aangezien een nauwkeurige bepaling van het effectieve meetpunt van de extrapolatiekamer zeer belangrijk is voor dosimetrie in de eerste millimeter van de build-up, lijkt het dan ook aangewezen om de ligging van dit effectieve meetpunt te bestuderen met behulp van Monte Carlo simulaties. Bij de meting met een 1 mm dikke fantoomplaat voor de extrapolatiekamer (losstaand punt in figuur 6.5), neemt men toch een goede overeenkomst waar met de dieptemetingen met EBT2.

47

Hoofdstuk 6. Diepte-dosisprofiel in de huid Nog een opvallende vaststelling is dat de gemeten relatieve dosis met 1 mm fantoom voor de extrapolatiekamer nagenoeg dezelfde is als deze gemeten met drie EBT2 films voor de extrapolatiekamer. De dikte van drie EBT2 films bedraagt nochtans slechts 855 µm, 14,5% minder opbouwmateriaal dan een polystyrol fantoomplaat met dikte 1 mm. Een verklaring voor het feit dat we nagenoeg dezelfde relatieve dosis meten bij 1 mm fantoom en drie EBT2 films voor beide ionisatiekamers, kan wijzen op het verschil in interacties die fotonen en contaminerende elektronen ondergaan in EBT2 of in het polystyrol fantoom. 6 MV fotonen ondergaan voornamelijk Comptoninteracties, waarvan de werkzame doorsnede evenredig is met het effectief atoomnummer en omgekeerd evenredig met de vierkantswortel van de energie van de fotonen. [4], [76] Het effectief atoomnummer van de GafChromic EBT2 film bedraagt 6,84 [41], [42], dat van polystyreen 5,74. [77], [78] Een verschillende total stopping power voor elektronen in EBT2 en polystyreen kan ook bijdragen tot het waargenomen opmerkelijke resultaat.

6.4

Besluit

Door verschillende GafChromic EBT2 films op elkaar te stapelen, werd ontdekt dat de relatieve dosis, bepaald ten opzichte van de dosis op diepte 15 mm, stijgt van 17,5% op een diepte van 95 µm tot 49,6% op een diepte van 1,235 mm voor 6 MV fotonen, een 9,6x9,6 cm2 veld ter hoogte van het isocentrum en SSD 90 cm. Door EBT2 films en fantoomplaten voor een extrapolatiekamer of een Markus plan-parallelle kamer te plaatsen, is het mogelijk om met deze ionisatiekamers de dosis te meten op diepten die gelijkaardig zijn aan de meetdiepten bij EBT2. Uit de resultaten blijkt echter dat de relatieve dosis gemeten op verschillende diepten met de extrapolatiekamer 5% hoger ligt dan deze gemeten met EBT2 films. Een mogelijke verklaring hiervoor is het verschuiven van de effectieve meetdiepte in de extrapolatiekamer in de build-up. Het lijkt dan ook aangewezen om de verschuiving van het effectieve meetpunt in ionisatiekamers in de build-up te bestuderen met Monte Carlo simulaties.

48

Hoofdstuk 7

Invloed van een luchtlaag op de gemeten dosis 7.1

Inleiding

Als men verschillende films op elkaar plaatst, kan een licht bolvormige film zorgen voor een kleine luchtlaag tussen twee films of tussen de onderste film en het fantoom. Luchtlagen kunnen ook voorkomen bij het gebruik van de film op een gekromd oppervlak, zoals bij meting van de huiddosis op een borst. Het is dan ook belangrijk om de invloed van een kleine luchtlaag op de meetresultaten te onderzoeken. Hiervoor werden enkele eenvoudige proefopstellingen ontwikkeld die we in de volgende paragraaf in detail bespreken. Indien de luchtlaag een waarneembaar effect zou hebben op de gemeten dosis in de film, wordt een daling van de dosis verwacht. Een luchtlaag kan immers secundaire elektronen stoppen, zodat deze niet kunnen zorgen voor een dosisafgifte in de films die na de luchtlaag liggen. Mogelijk kan men na een overgang film-lucht-film een rebuild-up waarnemen van de dosis in de films die na de luchtlaag liggen. Bovendien is het mogelijk dat films die korter bij het oppervlak liggen dan de luchtlaag toch een invloed ondervinden van de luchtlaag. Backscattered elektronen die anders zorgen voor een bijdrage in de dosis kunnen ook gestopt worden door lucht. Uiteraard stopt lucht in vergelijking met een radiochrome film of weefsel relatief weinig elektronen. Als er al een effect waarneembaar is, wordt er dus eerder een bescheiden effect verwacht.

7.2

Methode

Om de invloed van een luchtlaag op dosismetingen te bestuderen, werden in dit onderzoek verschillende experimenten uitgevoerd met GafChromic EBT2 films (lotnummer F03181002, exp. date 03/2012, afmeting 3,4x3,7 cm2 ). We onderzochten volgende situaties: geen luchtlaag aanwezig, een luchtlaag tussen 2 films of een luchtlaag tussen de onderste film en het fantoomoppervlak. Ook de invloed van de dikte van de luchtlaag werd onderzocht. Figuur 7.1 en figuur 7.2 schetsen de opstelling van twee experimenten. De andere experimenten waarbij een luchtlaag aanwezig is, zijn variaties op ´e´en van deze opstellingen, waarbij enkel de dikte van de luchtlaag varieert. In de opstelling van figuur 7.1 bevindt zich een luchtlaag met 49

Hoofdstuk 7. Invloed van een luchtlaag op de gemeten dosis gecontroleerde dikte (0,57 mm) tussen de stapel met 5 GafChromic EBT2 meetfilms en het polystyreen fantoom (Polystyrol 495F, BASF, Germany, ρ= 1.02 g/cm3 ) met afmeting 30x30x20 cm3 . De luchtlaag ontstaat door een vierkante uitsparing te maken in het midden van een grotere EBT2 film. De afmeting van deze uitsparing bedraagt 2,4x2,7 cm2 . Op deze manier kan men luchtlagen inbrengen met een gekende dikte (285 µm, de dikte van een EBT2 film) zonder vreemd materiaal in de opstelling te moeten introduceren. In figuur 7.1 ziet men ook het bovenaanzicht van een film met een uitsparing in het midden. Onder de stapel films bevindt zich nog 20 cm polystyreen fantoom als backscattermateriaal. De opstelling van figuur 7.2 gebruiken we om de invloed te bestuderen van een luchtlaag tussen 2 films, namelijk tussen film 3 en film 4. Tabel 7.1 vermeldt het serienummer en de bijhorende omschrijving van de luchtlaag per experiment. Deze luchtlaag bevindt zich tussen de onderste film en het fantoom of tussen twee films onderling (film 3 en film 4) en de dikte van deze laag is steeds een veelvoud van de dikte van een EBT2-film. In de bespreking van de resultaten gebruiken we dit serienummer om te verwijzen naar de verschillende experimenten. Elk experiment werd tweemaal uitgevoerd om de reproduceerbaarheid van de opstelling te testen.

Figuur 7.1: Meetopstelling met luchtlaag van 0,57 mm tussen de film 5 en fantoom

De films worden bestraald met 6 MV fotonen op de Synergy versneller (Elekta, Crawley, UK). De veldgrootte bedraagt 9,6x9,6 cm2 ter hoogte van het isocentrum, de SSD 90 cm vanaf de bovenste film. De versneller levert bij elk experiment 400 MU. Het digitaliseren van de films gebeurt volgens het protocol in paragraaf 5.2.1. Matlab voert een correctie uit voor de nietuniforme respons van de Nikon Coolscan (zie hoofdstuk 5) en zet de gecorrigeerde netto optische densiteit om in corresponderende dosiswaarden aan de hand van de kalibratiecurve in paragraaf 6.3.1. De gemiddelde dosis wordt bepaald in een centraal op de film gelegen ROI van 20x60 pixels (5,1x15,2 mm2 ). Dit centrum van de film ligt tijdens het bestralen ook op de bundelas.

50

Hoofdstuk 7. Invloed van een luchtlaag op de gemeten dosis

Figuur 7.2: Meetopstelling met luchtlaag van 0,57 mm tussen film 3 en film 4

Serienummer

Omschrijving luchtlaag

1

geen luchtlaag

2

570 µm lucht tussen film 5 en fantoom

3

1,425 mm lucht tussen film 5 en fantoom

4

2,565 mm lucht tussen film 5 en fantoom

5

570 µm lucht tussen film 3 en film 4

6

1,425 mm lucht tussen film 3 en film 4

Tabel 7.1: Beschrijving van uitgevoerde experimenten in het onderzoek naar de invloed van een luchtlaag op de gemeten dosis

7.3

Resultaten en discussie

We geven de resultaten van de metingen per meetdiepte weer in absolute dosis (cGy) voor alle series. Figuur 7.3 geeft de gemeten dosissen van alle series weer voor de 1ste film op meetdiepte 95 µm, figuur 7.4 voor de 3de film op diepte 665 µm en figuur 7.5 voor de 5de film op diepte 1235 µm. De resultaten in figuur 7.3 vertonen een dalende trend. De op 95 µm gemeten dosis in serie 2 en serie 3 ligt respectievelijk 1,8% en 3,4% lager dan de gemeten dosis in serie 1. Deze daling zet zich niet verder in serie 4, waarin de luchtlaag tussen film 5 en het fantoom 2,565 mm bedraagt. Een tweezijdige t-test met significantieniveau 5% werd uitgevoerd om de statistische significantie van de gevonden dosisverschillen na te gaan. De gevonden dosisverschillen (meetdiepte 95 µm) door een luchtlaag tussen een film en het fantoom bleken niet significant aantoonbaar. Serie 5 en 6 in figuur 7.3 geven de resultaten van de dosismetingen waarbij de dikte van de luchtlaag tussen film 3 en film 4 varieerde. De gemeten dosis op 95 µm in serie 5 ligt 3,3% lager dan de dosis in serie 1, waarin geen luchtlaag aanwezig is. De dosis in serie 6 ligt 0,15% lager dan deze in serie 5. Toch bleken ook deze verschillen niet significant aantoonbaar. 51

Hoofdstuk 7. Invloed van een luchtlaag op de gemeten dosis

108 106 104

100

1,425 mm lucht tussen film 3 en 4

90

570 µm lucht tussen film 3 en 4

92

2,565 mm lucht tussen film 5 en fantoom

94

1,425 mm lucht tussen film 5 en fantoom

96

570 µm lucht tussen film 5 en fantoom

98

geen luchtlaag

Dosis (cGy)

102

2

3

4

5

6

88 0

1

7

Figuur 7.3: Overzicht van de meetresultaten van de verschillende experimenten met luchtlaag: film 1-95 µm. De foutvlaggen op de dosis corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI. Op de x-as vindt men het serienummer terug van het experiment. (zie tabel 7.1)

235,00 230,00 225,00

215,00

1,425 mm lucht tussen film 3 en 4

190,00

570 µm lucht tussen film 3 en 4

195,00

2,565 mm lucht tussen film 5 en fantoom

200,00

1,425 mm lucht tussen film 5 en fantoom

205,00

570 µm lucht tussen film 5 en fantoom

210,00

geen luchtlaag

Dosis (cGy)

220,00

2

3

4

5

6

185,00 0

1

7

Figuur 7.4: Overzicht van de meetresultaten van de verschillende experimenten met luchtlaag: film 3665 µm. De foutvlaggen op de dosis corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI. Op de x-as vindt men het serienummer terug van het experiment. (zie tabel 7.1)

52

Hoofdstuk 7. Invloed van een luchtlaag op de gemeten dosis De resultaten op meetdiepten 665 µm en 1235 µm, respectievelijk terug te vinden in figuur 7.4 en figuur 7.5, vertonen deze dalende trend niet meer. In beide figuren is geen duidelijk patroon te herkennen. Het verschil tussen de hoogst gemeten dosis en de laagst gemeten dosis op meetdiepte 665 µm bedraagt 3,1% en op meetdiepte 1235 µm slechts 2,8%. Ook deze verschillen zijn niet significant aantoonbaar. We komen tot eenzelfde besluit met de resultaten van metingen op meetdiepte 380 µm en 950 µm. Het is wel mogelijk dat de beperkte steekproefgrootte ervoor zorgt dat er geen statistisch significante verschillen kunnen waargenomen worden.

310,00

290,00

2,565 mm lucht tussen film 5 en fantoom

570 µm lucht tussen film 3 en 4

1,425 mm lucht tussen film 3 en 4

260,00

1,425 mm lucht tussen film 5 en fantoom

270,00

570 µm lucht tussen film 5 en fantoom

280,00

geen luchtlaag

Dosis (cGy)

300,00

2

3

4

5

6

250,00 0

1

7

Figuur 7.5: Overzicht van de meetresultaten van de verschillende experimenten met luchtlaag: film 51235 µm. De foutvlaggen op de dosis corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI. Op de x-as vindt men het serienummer terug van het experiment. (zie tabel 7.1)

7.4

Besluit

De invloed van een kleine luchtlaag (tot 2,5 mm) tussen twee EBT2 films of tussen een EBT2 film en het fantoom is op basis van dit experiment niet significant aantoonbaar. Het is dan ook niet nodig om de films vast te kleven op het fantoom om kleine luchtlagen tussen twee films of tussen de stapel films en het fantoom te vermijden. Bij gebruik van de film op een gekromd oppervlak zal het ontstaan van een luchtlaag geen bepalende rol hebben en moet men er vooral op letten dat de verschillende films tijdens het experiment perfect bovenop elkaar blijven liggen.

53

Deel II

Toepassingen van EBT2 als oppervlaktedosimeter

54

Hoofdstuk 8

Invloed van elektronencontaminatie op de oppervlaktedosis 8.1

Inleiding

Het doel van dit experiment is met EBT2 films de invloed van elektronencontaminatie op de geabsorbeerde dosis op verschillende diepten in het fantoom te bestuderen met behulp van magneten. Contaminatie van de bundel met laagenergetische fotonen en elektronen ontstaat door interacties van fotonen in de bundel met de kop van de versneller (collimator, flattening filter) of interacties in de lucht tussen de kop van de versneller en de pati¨ent. Voor meer informatie over contaminatie van de bundel wordt verwezen naar paragraaf 2.2.

8.2

Methode

In dit experiment worden magneten net boven het fantoom of 10 cm boven het fantoom geplaatst. Met deze opstelling is het mogelijk om zowel de elektronen afkomstig van de kop van de versneller als elektronen die ontstaan door fotoninteracties in lucht uit de fotonenbundel te halen. Bewegende elektronen zijn immers geladen deeltjes die in een magnetisch veld onderhevig zijn aan de wet van Lorentz. (zie formule 2.1) Om de invloed van elektronencontaminatie op de dosis aan het oppervlak en in de build-up te bestuderen, worden EBT2 metingen met magneten boven het fantoom vergeleken met EBT2 metingen zonder magneten. We verwachten een lagere dosis te meten bij aanwezigheid van een magnetisch veld boven het fantoom. De GafChromic EBT2 films (lotnummer F03181002, exp. date 03/2012, afmeting 3,4x3,7 cm2 ) worden bestraald met 6 MV en 18 MV fotonen, gegenereerd door de Elekta SLiplus versneller (Elekta, Crawley, UK). Bovenop het fantoom (Polystyrol 495F, BASF, Germany, ρ= 1.02 g/cm3 ) met afmeting 30x30x20 cm3 bevinden zich 5 EBT2 films om het verloop van de dosis in de eerste millimeter van de build-up te meten. De 2 tussenfilms dienen enkel om de dikte van de stapel films tot 2 mm te brengen. Er bevinden zich nog EBT2 films op 4 mm en 15 mm of 31 mm diepte in het fantoom. De meting op 15 mm of 31 mm diepte wordt als referentiemeting

55

Hoofdstuk 8. Invloed van elektronencontaminatie op de oppervlaktedosis gebruikt voor respectievelijk 6 MV en 18 MV fotonen. Deze diepte ligt in de omgeving van de zone van maximale dosisafgifte. Onder de stapel films bevindt zich nog 20 cm polystyreen fantoom als backscattermateriaal. Figuur 8.1 geeft een schematisch overzicht van de gebruikte proefopstelling. Beide magneten worden van elkaar gescheiden door een magneethouder uit polystyreen. De magneethouder bevindt zich bovenop de bovenste film. Hun doorsnede bedraagt 4,5 cm en hun centrum ligt 3,5 cm boven de bovenste film. Bij statische velden (zowel bij 6 MV als bij 18 MV fotonen) wordt ook een experiment uitgevoerd met beide magneten 10 cm hoger, hun centrum ligt dan 13,5 cm boven de bovenste film.

Figuur 8.1: Schematische weergave van de proefopstelling met magneten net boven de films

Aangezien de ruimte tussen de twee magneten slechts 2,5 cm bedraagt, wordt gebruik gemaakt van een rechthoekig veld met een smalle zijde kleiner dan 2,5 cm. De grootte van het veld is 2x9,6 cm2 ter hoogte van het isocentrum en de SSD 95 cm ten opzichte van de bovenste film. De versneller levert bij elk experiment 200 MU. In dit experiment wordt zowel een statische bundel gebruikt als een intensiteit gemoduleerde bundel (IMRT) met een dynamische sliding window. Het digitaliseren van de films gebeurt volgens het protocol in paragraaf 5.2.1. Matlab voert een correctie uit voor de niet-uniforme respons van de Nikon Coolscan (zie hoofdstuk 5). De gecorrigeerde netto optische densiteit wordt omgezet in corresponderende dosiswaarden aan de hand van de kalibratiecurve in paragraaf 6.3.1. De gemiddelde dosis wordt berekend in een centraal op de film gelegen ROI van 20x60 pixels (5,1x15,2 mm2 ).

8.3

Resultaten en discussie

Figuur 8.2 illustreert de gemeten relatieve dosissen (tov de dosis op 15 mm diepte) bij experimenten met en zonder magneten voor een statisch en dynamisch IMRT veld met 6 MV fotonen. Magneten boven het fantoom veroorzaken een daling van de relatieve dosis. Deze daling van de relatieve dosis op meetdiepte 95 µm bedraagt 0,6% in het geval van een statisch veld met 6 MV fotonen. Dit correspondeert met een daling in absolute dosis (cGy) met 6,3% ten opzichte 56

Hoofdstuk 8. Invloed van elektronencontaminatie op de oppervlaktedosis van de gemeten dosis zonder magneten. Bij een hogere plaatsing van de magneten boven het fantoom (10 cm hoger) bedraagt deze daling 1,35% in termen van relatieve dosis en 8,7% in termen van absolute dosis.

Relatieve dosis tov dosis op 15 mm (%)

12,00

11,50

zonder magneet

11,00

10,50 met magneet 10,00 magneet 10cm hoger

9,50

Statisch veld

Dynamisch IMRT veld

9,00

Figuur 8.2: Invloed van magneten op de relatieve dosis (tov dosis op 15 mm diepte) bij een statisch en dynamisch IMRT veld met 6 MV fotonen. Meetdiepte: 95 µm. De foutvlaggen op de relatieve dosis corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI.

Bij een dynamisch IMRT veld daalt de relatieve dosis op 95 µm diepte slechts met 0,27% als de magneten zich net boven het fantoomoppervlak bevinden. Dit correspondeert met een daling in absolute dosis met 3,4% in vergelijking met de situatie zonder magneten. Bij zowel een 18 MV statisch veld als bij een 18 MV dynamisch IMRT veld wordt op meetdiepte 95 µm (zie figuur 8.3) een hogere dosis gemeten bij gebruik van de magneten net boven het fantoom in vergelijking met de situatie zonder magneten. Dit is helemaal in tegenspraak met de verwachte daling van de dosis, die men wel waarneemt bij velden met 6 MV fotonen. De oorzaak van deze hogere gemeten dosis ligt bij focussering van elektronen, die niet uit de bundel geraken, op de middellijn van de EBT2 film. Op deze plek op de film wordt de gemiddelde dosis berekend. Dit fenomeen wordt in een volgende paragraaf uitgebreider besproken. Door de magneethouder 10 cm boven het fantoom te plaatsen, kunnen deze elektronen toch nog uit de bundel gehaald worden. Op deze manier komen elektronen met een hogere energie, en dus een minder scherpe afbuiging in een magnetisch veld, toch niet op de film terecht. Bij een hogere plaatsing van de magneten (10 cm hoger), daalt de relatieve dosis (tov de dosis op 31 mm diepte) bij een statisch veld met 18 MV fotonen met 0,9% (zie figuur figuur 8.3). Dit correspondeert met een daling in absolute dosis met 16,1%. Bij het dynamisch IMRT veld werd geen experiment uitgevoerd met de magneten 10 cm boven het oppervlak. 57

Hoofdstuk 8. Invloed van elektronencontaminatie op de oppervlaktedosis

Relatieve dosis tov dosis op 31 mm (%)

7,00

6,50 met magneet

6,00

5,50 zonder magneet

5,00

magneet 10cm hoger 4,50

Statisch veld

Dynamisch IMRT veld

4,00

Figuur 8.3: Invloed van magneten op de relatieve dosis (tov dosis op 31 mm diepte) bij een statisch en dynamisch IMRT veld met 18 MV fotonen. Meetdiepte: 95 µm. De foutvlaggen op de relatieve dosis corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI.

Figuur 8.4 en figuur 8.5 geven het dosisprofiel in het vlak loodrecht op de bundelas weer van twee films die bestraald werden met een 18 MV fotonen statisch veld op meetdiepte 95 µm. Hierbij bevonden de magneten zich respectievelijk net boven de films en 10 cm boven het fantoom. Om de ruis in de afbeelding te onderdrukken, gebruiken we een moving average filter (3x3 pixels) in Matlab. Aangezien de grootte van het stralingsveld kleiner is dan de afmeting van de film, bevatten beide figuren enkel het deel van de film dat in het stralingsveld lag. Figuur 8.4 toont een sterke focussering van de dosis ter hoogte van de middellijn van de film. Deze focussering van de dosis wordt mogelijk verklaard door elektronen met hoge energie, die niet voldoende afgebogen worden door de magneten en zo toch nog op de film terechtkomen. Dit verschijnsel zal nadrukkelijker aanwezig zijn bij de bundel met 18 MV fotonen in vergelijking met de bundel met 6 MV fotonen. Het magnetisch veld zorgt daarenboven nog voor een focusserend effect van de elektronen naar de middellijn tussen de twee magneten toe. Deze focussering van elektronen verdwijnt door de magneten 10 cm boven het fantoom te plaatsen. De dosisverdeling in figuur 8.5 is veel homogener dan deze in figuur 8.4. Bovendien ligt de gemiddelde dosis lager als de magneten zich 10 cm boven het fantoom bevinden. Metingen dieper in het fantoom ondervinden steeds minder invloed van het al dan niet aanwezig zijn van een magnetisch veld. De resultaten van de dosismetingen met EBT2 films op een diepte van 950 µm in het fantoom vindt men terug in figuur 8.6 en figuur 8.7, respectievelijk voor 6 MV en 18 MV fotonen. Op deze diepte kan men nog een invloed van de magneten waarnemen voor beide fotonenergie¨en, maar deze is minder uitgesproken dan de invloed van de magneten op meetdiepte 95 µm.

58

Hoofdstuk 8. Invloed van elektronencontaminatie op de oppervlaktedosis

Figuur 8.4: Dosisprofiel in het vlak loodrecht op de bundelas op 95 µm diepte, bestraald met 18 MV fotonen. Magneethouder bovenop de films.

Figuur 8.5: Dosisprofiel in het vlak loodrecht op de bundelas op 95 µm diepte, bestraald met 18 MV fotonen. Magneethouder 10 cm boven het fantoom.

Bij een statisch veld met 6 MV fotonen (zie figuur 8.6) daalt de relatieve dosis gemeten op diepte 950 µm ten opzichte van de situatie zonder magneten met 1,2% als de magneten zich net boven de films bevinden en met 2,7% als de magneten zich 10 cm boven het fantoomoppervlak bevinden. Dit correspondeert met een daling in absolute dosis met respectievelijk 3,7% en 3,9%. Bij een dynamisch IMRT veld waarbij de magneten zich net boven het fantoomoppervlak bevinden, bedraagt deze daling 0,8% in termen van relatieve dosis en 2,9% in termen van absolute dosis. Bij de meting met 18 MV fotonen (figuur 8.7) daalt de relatieve dosis gemeten op diepte 950 µm met 1,4% als de magneten zich 10 cm boven het fantoomoppervlak bevinden. Dit correspondeert met een daling in absolute dosis met 6,4%. Focussering van de elektronen door een magneet net boven het fantoom is nog steeds waarneembaar in het dosisprofiel van de film met meetdiepte 950 µm, maar in vergelijking met de film met meetdiepte 95 µm is deze focussering minder uitgesproken.

59

Hoofdstuk 8. Invloed van elektronencontaminatie op de oppervlaktedosis

Relatieve dosis tov dosis op 15 mm (%)

43,00

42,00

41,00 zonder magneet 40,00

39,00 met magneet magneet 10cm hoger 38,00

37,00

Statisch veld

Dynamisch IMRT veld

36,00

Figuur 8.6: Invloed van magneten op de relatieve dosis (tov dosis op 15 mm diepte) bij een statisch en dynamisch IMRT veld met 6 MV fotonen. Meetdiepte: 950 µm. De foutvlaggen op de relatieve dosis corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI.

Relatieve dosis tov dosis op 31 mm (%)

20,00

19,50 met magneet

19,00 zonder magneet 18,50

18,00

17,50

17,00

magneet 10cm hoger

Statisch veld

Dynamisch IMRT veld

Figuur 8.7: Invloed van magneten op de relatieve dosis (tov dosis op 31 mm diepte) bij een statisch en dynamisch IMRT veld met 18 MV fotonen. Meetdiepte: 950 µm. De foutvlaggen op de relatieve dosis corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI.

60

Hoofdstuk 8. Invloed van elektronencontaminatie op de oppervlaktedosis

Relatieve dosis tov dosis op 15 mm (%)

80,00

79,00

met magneet

78,00

77,00

zonder magneet magneet 10cm hoger

76,00

75,00

Statisch veld

Dynamisch IMRT veld

74,00

Figuur 8.8: Invloed van magneten op de relatieve dosis (tov dosis op 15 mm diepte) bij een statisch en dynamisch IMRT veld met 6 MV fotonen. Meetdiepte: 4 mm. De foutvlaggen op de relatieve dosis corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI.

Relatieve dosis tov dosis op 31 mm (%)

51,00

50,00

49,00

zonder magneet

48,00 magneet 10cm hoger

met magneet

47,00

46,00

Statisch veld

Dynamisch IMRT veld

45,00

Figuur 8.9: Invloed van magneten op de relatieve dosis (tov dosis op 31 mm diepte) bij een statisch en dynamisch IMRT veld met 18 MV fotonen. Meetdiepte: 4 mm. De foutvlaggen op de relatieve dosis corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI.

61

Hoofdstuk 8. Invloed van elektronencontaminatie op de oppervlaktedosis Figuur 8.8 en figuur 8.9 geven de resultaten weer voor respectievelijk 6 MV en 18 MV fotonen op meetdiepte 4 mm. Op deze diepte worden nog kleine verschillen in relatieve dosis gemeten, maar deze liggen binnen de onzekerheid van de film en kan men dus niet toeschrijven aan het effect van een magnetisch veld. Algemeen gezien is de gemeten dosis bij dynamische IMRT velden, op een uitzondering in figuur 8.9 na, lager dan bij statische velden. Dit geldt zowel voor 6 MV als voor 18 MV fotonen. Zo bedraagt het verschil in termen van absolute dosis op meetdiepte 95 µm tussen een statisch en een dynamisch IMRT veld 6,8% voor 6 MV fotonen en 3,5% voor 18 MV fotonen. Op meetdiepte 950 µm is de gemeten absolute dosis 4,6% en 2,7% lager bij een dynamisch IMRT veld in vergelijking met een statisch veld, respectievelijk voor 6 MV en 18 MV fotonen. Ook opvallend is de vaststelling dat het effect van een magnetisch veld op de gemeten dosis minder groot is bij gebruik van een dynamisch IMRT veld in vergelijking met een statisch veld. Beide vaststellingen kunnen wijzen op een kleinere invloed van contaminerende elektronen bij dynamische IMRT velden. De in dit onderzoek gebruikte proefopstelling laat niet toe om de verschillende bronnen van elektronencontaminatie (kop van de versneller en lucht) afzonderlijk te bestuderen. Dit is wel mogelijk met een proefopstelling die bestaat uit een magneet op de kop van de versneller en een met helium gevulde zak tussen de versneller en het fantoom. De met helium gevulde zak reduceert dan sterk het aantal fotoninteracties in lucht. [18]

8.4

Besluit

De invloed van elektronencontaminatie op de dosis op een diepte van 95 µm tot 4 mm werd bestudeerd aan de hand van EBT2 films. Met magneten werd de elektronencontaminatie uit de fotonenbundel verwijderd en zo de dosis aan het oppervlak gereduceerd. Op een meetdiepte van 95 µm bedraagt de dosisdaling in termen van absolute dosis 8,7% en 16,1%, respectievelijk voor een statisch veld met 6 MV en 18 MV fotonen. Bij gebruik van 18 MV fotonen is het wel opvallend dat de elektronen focusseren op de middellijn tussen de twee magneten als de magneten zich net boven het fantoom bevinden. Metingen dieper in het fantoom ondervinden steeds minder invloed van het al dan niet aanwezig zijn van een magnetisch veld. Het effect van een magnetisch veld op de gemeten dosis is nog wel waarneembaar op 950 µm diepte, maar wel kleiner dan op 95 µm diepte. Op 4 mm diepte is dit effect niet meer waarneembaar. Bij gebruik van een dynamisch IMRT veld neemt men zowel bij 6 MV als bij 18 MV fotonen een lagere dosis waar in vergelijking met een statisch veld. Bovendien is het effect van een magnetisch veld op de gemeten dosis minder uitgesproken bij een dynamisch IMRT veld. Beide vaststellingen kunnen wijzen op een kleinere invloed van contaminerende elektronen bij dynamische IMRT velden.

62

Hoofdstuk 9

Accuraatheid van Pinnacle3 TPS voor bepaling oppervlaktedosis 9.1

Inleiding

Planningsystemen laten toe om op basis van anatomische informatie van de pati¨ent uit bijvoorbeeld een CT-scan karakteristieken van verschillende bundels, zoals de vorm van het veld en het aantal MU te berekenen. Zo bekomt men een gewenste dosisverdeling in de pati¨ent. In dit experiment zullen we nagaan in welke mate een planningsysteem de dosis in de build-up kan berekenen en vergelijken we de berekende dosissen met de door EBT2 gemeten dosissen.

9.2 9.2.1

Methode EBT2

In dit hoofdstuk worden de resultaten van EBT2 metingen uit paragraaf 6.3.1 gebruikt. Een beschrijving van de proefopstelling vindt men terug in paragraaf 6.2.3. Deze films werden bestraald met een door Synergy geleverde bundel met volgende eigenschappen: 6 MV fotonen, SSD 90 cm, veldgrootte 9,6x9,6 cm2 ter hoogte van het isocentrum en 400 MU.

9.2.2

Pinnacle3

We gebruiken het planningsysteem Pinnacle3 (Philips Medical Systems) om de dosis aan het oppervlak en in de build-up te berekenen. Hiervoor wordt gebruik gemaakt van het collapsed cone superposition convolution algoritme in Pinnacle3 . [79] Vooraf werd het polystyreen fantoom (30x30x20 cm3 ) gedigitaliseerd met een CT scan met resolutie 2 mm en snededikte 2 mm. De resolutie van de punten in de dosisgrid bedraagt 0,7 mm (700 µm) in de richting van de bundel. De resolutie van de punten in de dosisgrid in de twee andere richtingen bedraagt 3 mm. Het was niet mogelijk om de resolutie in alle richtingen nog verder te verbeteren, gezien het beperkt aantal punten in de dosisgrid. Tussen deze punten in de dosisgrid past Pinnacle3 lineaire interpolatie toe om de dosis tussen deze punten te bepalen. Pinnacle3 bepaalt in dit experiment de dosis op verschillende diepten voor een door Synergy geleverde bundel met volgende eigenschappen: 6 MV fotonen, SSD 90 cm, veldgrootte 9,6x9,6 63

Hoofdstuk 9. Accuraatheid van Pinnacle3 TPS voor bepaling oppervlaktedosis cm2 ter hoogte van het isocentrum, 400 MU. De gekozen diepten komen zo goed mogelijk overeen met de meetdiepten van het diepte-dosisprofiel opgemeten met EBT2 films. Pinnacle3 berekent een dosis aan het oppervlak van het fantoom en op volgende diepten: 100 µm, 400 µm, 700 µm, 1 mm, 1,2 mm, 4 mm en 1,5 cm in het fantoom.

9.3

Resultaten en discussie

Figuur 9.1 toont de gemeten relatieve dosis met EBT2 en de met Pinnacle3 berekende relatieve dosis ten opzichte van de dosis op 15 mm diepte. In de eerste millimeter van de build-up neemt men waar dat Pinnacle3 hogere relatieve dosissen berekent in vergelijking met de gemeten dosissen met EBT2. Zo bedraagt de met film gemeten relatieve dosis op meetdiepte 380 µm 28,5%, daar waar Pinnacle3 een relatieve dosis vindt van 49,2% op meetdiepte 400 µm. Dieper in het fantoom, op meetdiepte 4 mm, komen de resultaten van EBT2 en Pinnacle3 beter overeen. EBT2 meet op deze diepte een relatieve dosis van 72,8%, bij Pinnacle3 bedraagt deze 75,4%.

Relatieve dosis tov dosis op 15 mm (%)

80,00

70,00

60,00

Pinnacle³ EBT2

50,00

40,00

30,00

20,00

10,00

0

1

2

3

4

5

Diepte (mm) Figuur 9.1: Vergelijkende studie van de relatieve dosis, gemeten met EBT2 - berekend met Pinnacle3 , in de eerste millimeters van de build-up. De foutvlaggen op de relatieve dosis gemeten met EBT2 corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI. Tussen de verschillende meetpunten wordt lineaire interpolatie toegepast om een beeld te geven van de relatieve dosis in de tussenliggende diepten.

Uit deze resultaten concluderen we dat Pinnacle3 niet geschikt is om de dosis aan het oppervlak en in de eerste millimeter van de build-up te bepalen. De beperkte resolutie van 0,7 mm in de richting van de bundel is hierin zeker een belangrijke factor. Een andere mogelijke verklaring voor de overschatting van de dosis door Pinnacle3 is het feit dat

64

Hoofdstuk 9. Accuraatheid van Pinnacle3 TPS voor bepaling oppervlaktedosis de meettechnieken, die gebruikt worden voor het modelleren van de bundel, niet noodzakelijk geschikt zijn voor dosimetrie aan het oppervlak en in de build-up. [80]

9.4

Besluit

De met Pinnacle3 berekende relatieve dosis aan het oppervlak en in de eerste millimeter van de build-up vertoont grote onnauwkeurigheden in vergelijking met de door EBT2 films gemeten relatieve dosis. Mogelijke verklaringen hiervoor zijn de beperkte resolutie van Pinnacle3 in de richting van de invallende bundel en het gebruik van meettechnieken om de bundel in het planningsysteem te karakteriseren die niet geschikt zijn voor dosimetrie aan het oppervlak en in de build-up.

65

Hoofdstuk 10

Oppervlaktedosis bij schuine bundelinval 10.1

Inleiding

Bij de behandeling van tumoren met radiotherapie valt de bundel niet op elk deel van de huid loodrecht in. Dit is bijvoorbeeld het geval bij het bestralen van borsttumoren, waarbij de invallende bundel op sommige plaatsen bijna parallel aan de huid kan invallen. Uit experimentele gegevens blijkt dat de huiddosis sterk toeneemt als de bundel schuiner invalt op de huid. [16], [27], [36], [81], [82] In dit experiment wordt met een stapel GafChromic EBT2 films de invloed van een invalshoek op de dosis aan het oppervlak en in de eerste millimeter van de build-up onderzocht. Naast dieptemetingen wordt ook een dosisprofiel opgemeten met EBT2.

10.2

Methode

10.2.1

Kalibratie

De methode voor het opstellen van een kalibratiecurve is analoog aan deze in paragraaf 6.2.2. Om de kalibratiecurve op te stellen, beschikken we over 10 EBT2 films (lotnummer F03181002, exp. date 03/2012, 3,4x3,7 cm2 ) die elk een verschillende dosis kregen: 0; 28,94; 69,87; 127,76; 200,62; 289,45; 395,25; 499,05; 598,86 en 698,67 cGy. De kalibratiecurve wordt zowel voor de Nikon Super Coolscan 9000 ED transmission scanner als de Epson Expression 10000XL (Seiko Epson Corporation, Nagano, Japan) opgesteld. Het digitaliseren van de kalibratiefilms met de Nikon Coolscan gebeurt volgens het protocol in paragraaf 5.2.1. Bij het digitaliseren van de kalibratiefilms en de films voor een profielmeting met de Epson Expression 10000XL bedraagt de resolutie 100 dpi en de kleurdiepte 48bits of 16bits per kleurkanaal (rood, groen, blauw). Na het nemen van 6 opwarmscans worden 3 opeenvolgende scans uitgemiddeld en verder gebruikt voor verwerking. Digitalisatie van de films gebeurt zowel v´ oo´r als 36 uur na de bestraling. De gemiddelde ODRnetto wordt bepaald in een rechthoekige ROI (20x60 pixels, 5,1x15,2 mm2 )

66

Hoofdstuk 10. Oppervlaktedosis bij schuine bundelinval die zich in het midden van de film bevindt. Vooraf wordt een correctie uitgevoerd voor de nietuniforme respons van de Nikon Coolscan (zie hoofdstuk 5). Bij gebruik van de Epson Expression 10000XL in dit experiment wordt geen correctie uitgevoerd voor de niet-uniforme respons van de scanner. De films liggen bij het digitaliseren centraal op het scanvlak van de Epson Expression 10000XL en enkel het centrum van de film wordt voor verdere analyse gebruikt.

10.2.2

Dieptemetingen

Bovenop het polystyreen fantoom (Polystyrol 495F, BASF, Germany, ρ= 1.02 g/cm3 ) met afmeting 30x30x20 cm3 ligt een stapel van 5 GafChromic EBT2 films (lotnummer F03181002, exp. date 03/2012, 3,4x3,7 cm2 ). De meetdiepte van deze films bedraagt: 95 µm, 380 µm, 665 µm, 950 µm en 1235 µm. Deze films worden bestraald vanuit verschillende invalshoeken met 6 MV fotonen geproduceerd door de Synergy versneller (Elekta, Crawley, UK). De veldgrootte bedraagt 9,6x9,6 cm2 ter hoogte van het isocentrum. De versneller levert telkens 400 MU. De bovenste film bevindt zich in het isocentrum, zodat de SSD 100 cm bedraagt bij elke invalshoek.

Figuur 10.1: Schematische weergave van de opstelling: dieptemetingen

Figuur 10.1 geeft een schematisch overzicht van de experimentele opstelling. De verschillende invalshoeken van de bundel in dit experiment zijn: 0◦ (loodrechte inval op het fantoom en de films), 15◦ , 30◦ , 45◦ en 70◦ . Het digitaliseren van de films voor dieptemetingen gebeurt met de Nikon Coolscan volgens het protocol in paragraaf 5.2.1. De gemiddelde dosis en de standaardafwijking op de meting worden berekend in een centraal op de film gelegen ROI van 20x60 pixels (5,1x15,2 mm2 ) na het uitvoeren van een correctie op de niet-uniforme respons van de Nikon scanner.

10.2.3

Profielmetingen

Met een EBT2 film (lotnummer F03181002, exp. date 03/2012, 6x6 cm2 ) die parallel met de invallende bundel ligt, wordt een dosisprofiel bij twee verschillende invalshoeken (0◦ en 45◦ ) bepaald. Hiervoor wordt de gantry van de Synergy versneller over 90◦ geroteerd. 67

Hoofdstuk 10. Oppervlaktedosis bij schuine bundelinval Figuur 10.2 geeft een schematische weergave van de opstelling. De eigenschappen van de bundel zijn dezelfde als deze in paragraaf 10.2.2. We zorgen ervoor dat de rand van de EBT2, waar de bundel eerst zal invallen, in het isocentrum ligt. Op deze manier bedraagt de SSD bij beide experimenten 100 cm. Digitalisatie van de films voor een profielmeting gebeurt met de Epson Expression 10000XL zoals beschreven in paragraaf 10.2.1.Voor de verdere analyse gebruiken we enkel een smalle rechthoekige ROI (230x5 pixels, 58,4x1,3 mm2 ), waarvan de langste zijde parallel met de scanrichting van de Epson Expression 10000XL ligt.

Figuur 10.2: Schematische weergave van de opstelling: profielmetingen

10.3

Resultaten en discussie

In [27] maakt men gebruik van het begrip dosisfactor (formule 10.1). Dit is de verhouding van de dosis gemeten bij een bepaalde hoek x en de dosis bij hoek 0◦ (inval loodrecht op het fantoom) op dezelfde diepte. Dosisf actor (x◦ ) =

Dosis (x◦ ) Dosis (0◦ )

(10.1)

De dosisfactoren zijn weergegeven in figuur 10.3 voor verschillende invalshoeken van de bundel op meetdiepte 95 µm. De dosisfactor stijgt steeds sneller bij schuiner invallende bundels. Een verklaring voor deze vaststelling is dat de bundel bij schuine inval een langere weg aflegt doorheen de films voor de actieve laag van de film bereikt wordt. Ook bij metingen op andere diepten wordt een gelijkaardig verloop van de dosisfactor vastgesteld. Een vergelijking van de resultaten gemeten met EBT2 met de metingen met ultradunne TLD’s in [27], toont grote gelijkenissen. In dit onderzoek maakte men gebruik van een opstelling die zeer gelijkaardig is aan de opstelling gebruikt in deze scriptie (6 MV fotonen, SSD 100 cm, veldgrootte 10x10 cm2 ter hoogte van het isocentrum). Tabel 10.1 geeft de dosisfactor bij een hoek van 30◦ en 70◦ , gemeten met EBT2 en ultradunne TLD’s. Een mogelijke verklaring voor de kleine verschillen is dat de dosis die men meet met de TLD’s over een groter volume uitgemiddeld is. De nominale dikte van de ultradunne TLD’s bedraagt 50 µm, daar waar deze bij de EBT2 68

Hoofdstuk 10. Oppervlaktedosis bij schuine bundelinval film 30 µm bedraagt (de dikte van de actieve laag). Ook het verschil in effectieve meetdiepte kan een verklaring zijn voor de verschillen in tabel 10.1.

Dosisfactor (tov meting bij hoek 0°)

2,4

2,2 2,0 1,8 1,6 1,4 1,2 1,0 0,8 0,6

0

10

20

30

40

50

60

70

80

Hoek (°) Figuur 10.3: Dosisfactor in functie van de invalshoek van de bundel: meetdiepte 95 µm. De foutvlaggen op de dosisfactor corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI. Tussen de verschillende dosisfactoren wordt lineaire interpolatie toegepast om een beeld te geven van de dosisfactor in de tussenliggende hoeken.

Hoek

Dosisfactor EBT2

Dosisfactor ultradunne TLD

30◦

1,20

1,10

70◦

2,27

2,25

Tabel 10.1: Vergelijking dosisfactor gemeten met EBT2 (scriptie) en ultradunne TLD’s [27]

Figuur 10.4 geeft de gemeten PDD-curve weer voor zowel een bundel met invalshoek 0◦ (loodrecht op het fantoom) als een bundel met invalshoek 45◦ . Om de invloed van ruis in het resultaat te reduceren, wordt de dosis uitgemiddeld over een ROI van 5x5 pixels (1,27x1,27 mm2 ). Aangezien de resolutie van de scanner ingesteld is op 100 dpi, bedraagt de grootte van een pixel 0,254 mm. De resolutie van de PDD-curve in figuur 10.4 bedraagt dus 1,27 mm. Opvallend op deze figuur is dat de plaats van maximale dosisafgifte (dmax ) bij de PDD gemeten met invalshoek 45◦ dichter bij het oppervlak ligt dan bij de PDD gemeten met invalshoek 0◦ . Beide dmax werden aangeduid op deze figuur. Bij de PDD gemeten met invalshoek 0◦ ligt dmax op een diepte van 16,8 mm in het fantoom, bij de PDD gemeten met invalshoek 45◦ ligt deze op diepte 10,5 mm. Deze trend werd ook waargenomen in [36]. Figuur 10.5 geeft een overzicht van de profielmetingen en de dieptemetingen (rode en blauwe punten) gemeten op verschillende diepten voor invalshoeken 0◦ en 45◦ . De profielmetingen 69

Hoofdstuk 10. Oppervlaktedosis bij schuine bundelinval werden bekomen door uitmiddeling over 5 pixels in de richting loodrecht op de meetrichting. Hiermee bedraagt resolutie bij de profielmetingen 0,251 mm in de richting van de bundel.

Figuur 10.4: PDD gemeten met een invalshoek van de bundel gelijk aan 0◦ (rood) en 45◦ (blauw).

Figuur 10.5: Profielmetingen (6x6 cm2 EBT2 films) en dieptemetingen (3,4x3,7 cm2 EBT2 films) bij een invalshoek van de bundel gelijk aan 0◦ en 45◦ . De foutvlaggen op de dieptemetingen (punten) corresponderen met de berekende standaardafwijking in de ROI.

De dieptemetingen volgen het verloop van de dosisprofielen, maar we meten wel steeds een hogere dosis in vergelijking met de dosis gemeten in het dosisprofiel. Op meetdiepte 95 µm bedraagt het verschil tussen de profielmeting en de dieptemeting 90,5% bij invalshoek 0◦ en 39% bij invalshoek 45◦ . Bij dieper gelegen films (meetdiepte 1,235 mm) verkleint het relatieve verschil sterk tot 13,5% bij invalshoek 0◦ en 4,8% bij invalshoek 45◦ . 70

Hoofdstuk 10. Oppervlaktedosis bij schuine bundelinval De resultaten van de dieptemetingen zijn wel afkomstig van een uitmiddeling over een grotere ROI (20x60 pixels) in vergelijkingen met de ROI van de dosisprofielen (5x1 pixels) in figuur 10.5, zodat ze dus minder gevoelig zijn voor ruis. Bovendien bedraagt de resolutie van de dosisprofielen 0,254 mm, daar waar deze bij de dieptemetingen 30 µm (uitmiddeling over het volume van de actieve laag van de EBT2 film) bedraagt. Dit verschil in resolutie zorgt vooral voor grote verschillen in de gemeten dosis kort bij het oppervlak. Een cruciale factor in de proefopstelling bij profielmetingen met een EBT2 film is het samenvallen van de rand van de film met de rand van het fantoom. Een kleine onnauwkeurigheid in het positioneren van de film heeft een invloed op het gemeten profiel. Het is mogelijk dat de actieve laag aan de rand van de film beschadigd is door het snijden van de film uit een grotere filmbatch. In dit geval is het dus aangewezen om de rand van de film niet te gebruiken voor een dosisbepaling. Zo raadt men in [83] aan om bij radiochrome films het gebied binnen 0,6 mm van de rand van de uitgesneden film niet te gebruiken. Beschadiging van de actieve laag aan de rand van de film kan dus eveneens een oorzaak zijn van de lager gemeten dosis bij het dosisprofiel in vergelijking met de gemeten dosis door dieptemetingen. Het is belangrijk om op te merken dat beschadiging van de rand van de film geen invloed heeft op de resultaten bekomen met dieptemetingen met een stapel EBT2 films.

10.4

Besluit

Met behulp van een stapel EBT2 films werd een stijging van de dosis aan het oppervlak en in de build-up aangetoond bij een bundel die schuin invalt op het oppervlak. De dosisfactor, gedefinieerd als de verhouding van de dosis gemeten bij een bepaalde hoek en de dosis bij hoek 0◦ op dezelfde diepte, stijgt steeds sneller bij een schuinere invalshoek van de bundel. Bij een invalshoek van 70◦ is de dosis gemeten op diepte 95 µm zelfs 2,27 maal groter dan deze gemeten bij invalshoek 0◦ . Een PDD werd opgemeten door een EBT2 film parallel met de richting van de invallende bundel te plaatsen. Uit deze metingen bleek dat de diepte van maximale dosisafgifte dmax verschuift in de richting van het oppervlak bij schuin invallende bundels.

71

Hoofdstuk 11

Besluit en toekomstperspectief De geabsorbeerde dosis aan het oppervlak en in de eerste millimeter van de build-up is niet eenvoudig experimenteel te bepalen of te berekenen in klinische situaties. Daarom werden in deze scriptie de mogelijkheden onderzocht om met een stapel radiochrome EBT2 films de dosis in de eerste millimeter van de build-up te bepalen, met het oog op toepassing bij bepaling van de huiddosis. Enkele belangrijke pluspunten van radiochrome films zijn: de hoge spatiale resolutie in het vlak van de film (2D-dosimeter), de goede resolutie in de richting van de bundel en de weefselequivalentie van de film. Een nadeel van radiochrome films is dat men niet onmiddellijk na het bestralen van de films een stabiele dosisbepaling kan uitvoeren. Eerst werd onderzocht of een stapel EBT2 films wel geschikt is om dosimetrie in de eerste millimeter van de build-up uit te voeren. Een cruciale factor in het nauwkeurig uitvoeren van dosismetingen met radiochrome films is het digitaliseren van de film. In deze scriptie werd een scanprotocol voorgesteld en een bijhorende correctieprocedure voor de niet-uniforme respons van de Nikon Super Coolscan 9000 ED transmission scanner. Uit onderzoek blijkt dat een luchtlaag met een dikte tot 2,5 mm geen significant aantoonbare invloed heeft op de met EBT2 gemeten dosis. Dit biedt mogelijkheden voor het gebruik van EBT2 op gekromde oppervlakken in de klinische praktijk, aangezien het hierbij niet te vermijden is dat er kleine luchtlagen ontstaan tussen films of tussen een film en de huid van de pati¨ent. In deze scriptie werden zowel dieptemetingen met een stapel EBT2 films als profielmetingen met EBT2 uitgevoerd. Ten opzichte van profielmetingen kent een stapel EBT2 films toch enkele belangrijke voordelen. Een stapel EBT2 films is eenvoudiger te positioneren, minder gevoelig voor onnauwkeurigheden in de positie en maakt 2D-dosimetrie mogelijk. De resolutie bij dieptemetingen bedraagt 30 µm en is daarmee beter dan de 0,254 mm resolutie bij profielmetingen. Beschadiging van de actieve laag bij de rand van de film, die ontstaat door het uitsnijden van films uit een grotere film, heeft geen invloed op de gemeten dosis met een stapel EBT2 films. Profielmetingen met EBT2 daarentegen ondervinden wel invloed van beschadigingen aan de rand van de film. Bij het vergelijken van EBT2 metingen met meetresultaten van de extrapolatiekamer in de eerste millimeter van de build-up, blijkt dat de extrapolatiekamer de dosis overschat in vergelijking met de EBT2 metingen. Een mogelijke verklaring hiervoor is een verschuiving van het effectieve meetpunt van de extrapolatiekamer in de build-up.

72

Hoofdstuk 11. Besluit en toekomstperspectief Vervolgens werd deze stapel EBT2 films ook gebruikt voor een aantal aspecten van oppervlakteen build-up dosimetrie. Zo werd de invloed van elektronencontaminatie op de dosis aan het oppervlak en in de build-up bestudeerd met behulp van een magnetisch veld. EBT2 metingen wezen uit dat de oppervlaktedosis daalde bij aanwezigheid van magneten boven het oppervlak van het fantoom. De invloed van een magnetisch veld op de gemeten dosis neemt wel af naarmate men dieper in het fantoom dosismetingen uitvoert. In vergelijking met statische velden hebben contaminerende elektronen een kleinere invloed op de dosis in de build-up bij dynamische IMRT velden. Uit een vergelijking van de door het planningsysteem Pinnacle3 berekende dosis met EBT2 metingen, blijkt dat Pinnacle3 de dosis in de eerste millimeter van de build-up overschat. Tenslotte werd de invloed van een schuin invallende bundel op de dosis in de build-up bestudeerd met dieptemetingen en profielmetingen met EBT2 films. Schuin invallende bundels moeten een langere weg afleggen voor ze op een bepaalde diepte dosis afgeven en deze zorgen zo voor een hogere huiddosis. Metingen van een dosisprofiel met EBT2 wezen uit dat de plaats van maximale dosisafgifte verschuift in de richting van het oppervlak bij schuin invallende bundels. Dieptemetingen met een stapel radiochrome EBT2 films biedt mogelijkheden voor dosimetrie in de eerste millimeter van de build-up. Toch moet er nog een aantal zaken onderzocht worden. Zo moet de overrespons van de extrapolatiekamer ten opzichte van metingen met EBT2 verder onderzocht worden. Hierbij is een nauwkeurige bepaling van het effectieve meetpunt van de extrapolatiekamer een belangrijke factor. Het lijkt dan ook aangewezen om de verschuiving van het effectieve meetpunt in deze ionisatiekamer te bestuderen met Monte Carlo simulaties. Voor EBT2 films klaar zijn voor gebruik in de klinische praktijk, moet ook de invloed van factoren kenmerkend voor in vivo dosimetrie, zoals temperatuur en zweet, onderzocht worden.

73

Bibliografie [1] T.J. FitzGerald, M. Bishop Jodoin, G. Tillman, J. Aronowitz, R. Pieters, S. Balducci, et al., “Radiation therapy toxicity to the skin,” Dermatologic Clinics, vol. 26, no. 1, pp. 161–172, 2008. [2] J. Harper, L. Franklin, J. Jenrette, and E. Aguero, “Skin toxicity during breast irradiation: pathophysiology and management,” Southern Medical Journal, vol. 97, no. 10, pp. 989–993, 2004. [3] P. Volkovitsky and P. Naudus, “Absolute 60 Co characterization based on gamma-gamma coincident detection by two NaI(Tl) detectors,” Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A, vol. 607, no. 3, pp. 568–572, 2009. [4] K. Bacher, Medical Physics.

Universiteit Gent, 2010.

[5] C. De Wagter, Technologie van de radiotherapie.

Universiteit Gent, 2010.

[6] S. Tavernier, Experimental techniques in nuclear and particle physics.

Springer, 2009.

[7] ICRP59, “ICRP publication 59: The biological basis for dose limitation in the skin,” ICRP Publication 59. Ann. ICRP 22(2), 1992. [8] E. Marieb and K. Hoehn, Anatomy & Physiology, 3rd ed. [9] M. van Eijkeren, Radiobiology and radiopathology.

Pearson Education, 2008.

Universiteit Gent, 2010.

[10] I. Das and K. Kase, “High energy: Is it necessary, is it worth the cost for radiation oncology?” Medical Physics, vol. 19, no. 4, pp. 917–925, 1992. [11] A. Hounsell and J. Wilkinson, “Electron contamination and build-up doses in conformal radiotherapy fields,” Phys. Med. Biol., vol. 44, no. 1, pp. 43–55, 1999. [12] S. Devic, J. Seuntjens, W. Abdel-Rahman, M. Evans, E.B. Podogorsak et al., “Accurate skin dose measurements using radiochromic film in clinical applications,” Medical Physics, vol. 33, no. 4, pp. 1116–1124, 2006. [13] T. Padikal and J. Deye, “Electron contamination of a high-energy X-ray beam,” Phys. Med. Biol., vol. 23, no. 6, pp. 1086–1092, 1978. [14] C. Ling, M. Schell, and S.N.Rustgi, “Magnetic analysis of the radiation components of a 10MV photon beam,” Medical Physics, vol. 9, no. 1, pp. 20–26, 1982. 74

Bibliografie [15] E. O’Shea and P. McCavana, “Review of surface dose detectors in radiotherapy,” Journal of Radiotherapy in Practice, vol. 3, no. 2, pp. 69–76, 2003. [16] K. Quach, J. Morales, M. Butson, A. Rosenfeld, and P. Metcalfe, “Measurement of radiotherapy x-ray skin dose on a chest wall phantom,” Medical Physics, vol. 27, no. 7, pp. 1676–1680, 2000. [17] S. Kim, C. Liu, T. Zhu, and J. Palta, “Photon beam skin dose analyses for different clinical setups,” Medical Physics, vol. 25, no. 6, pp. 860–866, 1998. [18] A. Medina, A. Teijeiro, J. Garcia, and J. Esperon, “Characterization of electron contamination in megavoltage photon beams,” Medical Physics, vol. 32, no. 5, pp. 1281–1292, 2005. [19] M. Butson, J. Mathur, and P. Metcalfe, “Skin dose from radiotherapy X-ray beams: The influence of energy,” Australasian Radiology, vol. 41, no. 2, pp. 148–150, 1997. [20] D. Verellen, Medical Dosimetry: Detection Methods.

Vrije Universiteit Brussel, 2010.

[21] P. Roberson, J. Moran, and R. Kulasekere, “Radiographic film dosimetry for IMRT fields in the near-surface buildup region,” Journal of applied clinical medical physics, vol. 9, no. 4, pp. 87–97, 2008. [22] B. Gerbi and F. Khan, “Measurement of dose in the buildup region using fixed-separation plane-parallel ionization chambers,” Medical Physics, vol. 17, no. 1, pp. 17–26, 1990. [23] B. Nilsson and A. Montelius, “Fluence perturbation in photon beams under nonequilibrium conditions,” Medical Physics, vol. 13, no. 2, pp. 191–195, 1986. [24] D. Mellenberg, “Determination of build-up region over-response corrections for a Markustype chamber,” Medical Physics, vol. 17, no. 6, pp. 1041–1044, 1990. [25] A. Bos, “High sensitivity thermoluminescence dosimetry,” Nuclear Instruments and Methods in Physics Research, vol. 184, no. 1, pp. 3–28, 2001. [26] T. Kron, A. Elliot, T. Wong, G. Showell, B. Clubb, and P. Metcalfe, “X-ray surface dose measurements using TLD extrapolation,” Medical Physics, vol. 20, no. 3, pp. 703–711, 1993. [27] J.-P. Lin, T.-C. Chu, S.-Y. Lin, and M.-T. Liu, “Skin dose measurement by using ultra-thin TLD’s,” Applied Radiation and Isotopes, vol. 55, no. 3, pp. 383–391, 2001. [28] I. Thomson, R. Thomas, and L. Berndt, “Radiation dosimetry with MOS sensors,” Radiation Protection Dosimetry, vol. 6, no. 1, pp. 121–124, 1983. [29] M. Soubra, J. Cygler, and G. Mackay, “Evaluation of a dual bias dual metal oxide-silicon semiconductor field effect transistor detector as radiation dosimeter,” Medical Physics, vol. 21, no. 4, pp. 567–572, 1994.

75

Bibliografie [30] M. Butson, A. Rozenfeld, J. Mathur, M. Carolan, T. Wong, and P. Metcalfe, “A new radiotherapy surface dose detector: The MOSFET,” Medical Physics, vol. 23, no. 5, pp. 655–658, 1996. [31] R. Kinhikar, V. Murthy, V. Goel, C. Tambe, D. Dhote, and D. Deshpande, “Skin dose measurements using MOSFET and TLD for head and neck patients treated with tomotherapy,” Applied Radiation and Isotopes, vol. 67, no. 9, pp. 1683–1685, 2009. [32] S. Pai, I.J. Das, J.F. Demsey, K.L. Lam, T.J. LoSasso, A.J. Olch, et al., “TG-69: Radiographic film for megavoltage beam dosimetry,” Medical Physics, vol. 34, no. 6, pp. 2228–2258, 2007. [33] C. Danciu, B. Proimos, J. Rosenwald, and B. Mijnheer, “Variation of sensitometric curves of radiographic films in high energy photon beams,” Medical Physics, vol. 28, no. 6, pp. 966–974, 2001. [34] A.C. Niroomand-Rad, C.R. Blackwell, B.M. Coursey, K.P. Gall, J.M. Galvin, W.L. McLaughlin, et al., “Radiochromic film dosimetry: Recommendations of AAPM Radiation Therapy Committee Task Group 55,” Medical Physics, vol. 25, no. 11, pp. 2093–2115, 1998. [35] M. Fuss, E. Sturtewagen, C. De Wagter, and D. Georg, “Dosimetric characterization of GafChromic EBT film and its implication on film dosimetry quality assurance,” Phys. Med. Biol., vol. 52, no. 14, pp. 4211–4225, 2007. [36] N. Dogan and G. Glasgow, “Surface and build-up region dosimetry for obliquely incident intensity modulated radiotherapy 6MV x-rays,” Medical Physics, vol. 30, no. 12, pp. 3091– 3096, 2003. [37] M. Butson, T. Cheung, P. Yu, and M. Currie, “Surface dose extrapolation measurements with radiographic film,” Phys. Med. Biol., vol. 49, no. 13, pp. N197–N201, 2004. [38] AAPM Task Group 62 Radiation Therapy Committee, Diode in vivo dosimetry for patients receiving external beam radiation therapy. Medical Physics Publishing, februari 2005. [39] S. Jani and E. Pennington, “Depth dose characteristics of 24MV X-ray beams at extendend SSD,” Medical Physics, vol. 18, no. 2, pp. 292–294, 1991. [40] R. Sj¨ ogren and M. Karlsson, “Influence of electron contamination on in vivo surface dosimetry for high-energy photon beams,” Medical Physics, vol. 25, no. 6, pp. 916–921, 1998. [41] B. Hartmann, M. Martiˇ s´ikov´ a, and O. J¨ akel, “Technical note: Homogeneity of GafChromic EBT2 film,” Medical Physics, vol. 37, no. 4, pp. 1753–1756, 2010. [42] L. Richley, A. John, H.Coomber, and S. Fletcher, “Evaluation and optimization of the new EBT2 radiochromic film dosimetry system for patient dose verification in radiotherapy,” Phys. Med. Biol., vol. 55, no. 9, pp. 2601–2617, 2010.

76

Bibliografie [43] S. Devic, S. Aldelaijan, H. Mohammed, N. Tomic, L. Liang, F. DeBlois, et al., “Absorption spectra time evolution of EBT-2 model GafChromic film,” Medical Physics, vol. 37, no. 5, pp. 2207–2214, 2010. [44] C. Jayachandran, “Calculated effective atomic number and kerma values for tissueequivalent and dosimetry materials,” Phys. Med. Biol., vol. 16, no. 4, pp. 617–623, 1971. [45] P. Lindsay, A. Rink, M. Ruschin, and D. Jaffray, “Investigation of energy dependence of EBT and EBT2 GafChromic film,” Medical Physics, vol. 37, no. 2, pp. 571–576, 2010. [46] International Speciality Products, “Gafchromic EBT2 dosimetry film: product specification sheet,” http://www.gafchromic.com, oktober 2010. [47] M. Butson, P. Yu, T. Cheung, and P. Metcalfe, “Radiochromic film for medical radiation dosimetry,” Materials Science & Engineering R-Reports, vol. 41, no. 3, pp. 61–120, 2003. [48] M. Butson, P. Yu, and P. Metcalfe, “Extrapolated surface dose measurements with radiochromic film,” Medical Physics, vol. 26, no. 3, pp. 485–488, 1999. [49] S.-T. Chiu-Tsao and M. Chan, “Photon beam dosimetry in the superficial buildup region using radiochromic EBT film stack,” Medical Physics, vol. 36, no. 6, pp. 2074–2083, 2009. [50] B. Arjomandy, R. Tailor, A. Anand, N. Sahoo, M. Gillin, K. Prado, et al., “Energy dependence and dose response of GafChromic EBT2 film over a wide range of photon, electron and proton beam energies,” Medical Physics, vol. 37, no. 5, pp. 1942–1947, 2010. [51] S. Devic, J. Seuntjens, E. Sham, E.B. Podgorsak, C.R. Schmidtlein, A.S. Kirov, et al., “Precise radiochromic film dosimetry using a flat-bed document scanner,” Medical Physics, vol. 32, no. 7, pp. 2245–2253, 2005. [52] F. del Moral, J.A. V´ azquez, J.J. Ferrero, P. Willisch, R.D. Ramirez, A. Teijeiro, et al., “From the limits of the classical model of sensitometric curves to a realistic model based on the percolation theory for GafChromic EBT films,” Medical Physics, vol. 36, no. 9, pp. 4015–4026, 2009. [53] M. Martiˇ s´ikov´ a and O. J¨ akel, “Study of GafChromic EBT film response over a large dose range,” Phys. Med. Biol., vol. 55, no. 10, pp. N281–N290, 2010. [54] M. Butson, P. Yu, T. Cheung, and H. Alnawaf, “Energy response of the new EBT2 radiochromic film to x-ray radiation,” Radiation Measurements, vol. 45, no. 7, pp. 836–839, 2010. [55] R. Chu, G. Van Dyk, D. Lewis, K. O’Hara, B. Buckland, and F. Dinelle, “GafChromic dosimetry media: A new high dose, thin film routine dosimeter and dose mapping tool,” Radiat. Phys. Chem, vol. 35, no. 4, pp. 767–773, 1990. [56] F.-C. Su, Y. Liu, S. Stathakis, C. Shi, C. Esquivel, and N. Papanikolaou, “Dosimetry characteristics of GafChromic EBT film responding to therapeutic electron beams,” Applied Radiation and Isotopes, vol. 65, no. 10, pp. 1187–1192, 2007. 77

Bibliografie [57] A. Rink, I. Vitkin, and D. Jaffray, “Characterization and real-time optical measurements of the ionizing radiation dose response for a new radiochromic medium,” Medical Physics, vol. 32, no. 8, pp. 2510–2516, 2005. [58] A. Rink, I.A. Vitkin and D.A. Jaffray, “Intra-irradiation changes in the signal of polymerbased dosimeter (GafChromic EBT) due to dose rate variations,” Phys. Med. Biol., vol. 52, no. 22, pp. N523–N529, 2007. [59] C. Andr´ es, A. del Castillo, R. Tortosa, D. Alonso, and R. Barquero, “A comprehensive study of the GafChromic EBT2 radiochromic film. A comparison with EBT,” Medical Physics, vol. 37, no. 12, pp. 6271–6278, 2010. [60] S. Aldelaijan, S. Devic, H. Mohammed, N. Tomic, L-H. Liang, F. DeBlois, et al., “Evaluation of EBT2-model GafChromic film performance in water,” Medical Physics, vol. 37, no. 7, pp. 3687–3693, 2010. [61] B. Ferreira, M. Lopes, and M. Capela, “Evaluation of an epson flatbed scanner to read GafChromic EBT films for radiation dosimetry,” Phys. Med. Biol., vol. 54, no. 4, pp. 1073–1085, 2009. [62] J. Desroches, H. Bouchard, and F. Lacroix, “Technical note: Potential errors in optical density measurements due to scanning side in EBT and EBT2 GafChromic film dosimetry,” Medical Physics, vol. 37, no. 4, pp. 1565–1570, 2010. [63] T. Kairn, T. Aland, and J. Kenny, “Local heterogeneities in early batches of EBT2 film: a suggested solution,” Phys. Med. Biol., vol. 55, no. 15, pp. L37–L42, 2010. [64] L. Paelinck, W. De Neve, and C. De Wagter, “Precautions and strategies in using a commercial flatbed scanner for radiochromic film dosimetry,” Phys. Med. Biol., vol. 52, no. 1, pp. 231–242, 2007. [65] S. Devic, Y.-Z. Wang, N. Tomic, and E. Podgorsak, “Sensitivity of linear CCD array based film scanners used for film dosimetry,” Medical Physics, vol. 33, no. 11, pp. 3993–3996, 2006. [66] K. Buchauer, E. Hillbrand, and A. de Vries, “GafChromic EBT photospectral dose response dependence on temperature and implications for flat bed scanning,” Medical Physics, vol. 36, no. 11, pp. 5044–5051, 2009. [67] A. Rink, D. Lewis, S. Varma, I. Vitkin, and D. Jaffray, “Temperature and hydration effects on absorbance spectra and radiation sensitivity of a radiochromic medium,” Medical Physics, vol. 35, no. 10, pp. 4545–4555, 2008. [68] T. Cheung, M. Butson, and P. Yu, “Multilayer GafChromic film detectors for breast skin dose determination in vivo,” Phys. Med. Biol., vol. 47, no. 2, pp. N31–N37, 2002. [69] F. DeBlois, W. Abdel-Rahman, J. Seuntjens, and E. Podgorsak, “Measurement of absorbed dose with a bone-equivalent extrapolation chamber,” Medical Physics, vol. 29, no. 3, pp. 433–440, 2002. 78

Bibliografie [70] J. B¨ ohm and U. Schneider, “Review of extrapolation chamber measurements of beta rays and low energy x-rays,” Radiation Protection Dosimetry, vol. 14, no. 2, pp. 193–198, 1986. [71] C. Zankowski and E. Podgorsak, “Calibration of photon and electron beams with an extrapolation chamber,” Medical Physics, vol. 24, no. 4, pp. 497–503, 1997. [72] D. Manson, D. Velkley, J. Purdy, and G. Oliver, “Measurements of surface dose using build-up curves obtained with an extrapolation chamber,” Radiology, vol. 115, no. 2, pp. 473–474, 1975. [73] Detectors-Including Codes of Practice, PTW, Freiburg, Germany, 2011. [74] Instruction Manual: Extrapolation chamber according to B¨ ohm Type 23392, PTW, Freiburg, Germany. [75] I. Kawrakow, “On the effective point of measurement in megavoltage photon beams,” Medical Physics, vol. 33, no. 6, pp. 1829–1839, 2006. [76] ICRU44, Tissue substitutes in radiation dosimetry and measurements, International Commission on Radiation Units and Measurements Report 44. Pergamon Press, 1989. [77] D. Robinson and J. Scrimger, “Monoenergetic approximation of a polyenergetic beam: a theoretical approach,” The British Journal of Radiology, vol. 64, no. 761, pp. 452–454, 1991. [78] E. El-Khatib and S. Connors, “Conversion of ionization measurements to radiation absorbed dose in non-water density material,” Phys. Med. Biol., vol. 37, no. 11, pp. 2083–2094, 1992. [79] J. Lydon, “Photon dose calculations in homogeneous media for a treatment planning system using a collapsed cone superposition convolution algorithm,” Phys. Med. Biol., vol. 43, no. 6, pp. 1813–1822, 1998. [80] S.-H. Hsu, J. Moran, Y. Chen, R. Kulasekere, and P. Roberson, “Dose discrepancies in the buildup region and their impact on dose calculations for imrt fields,” Medical Physics, vol. 37, no. 5, pp. 2043–2053, 2010. [81] S.-H. Hsu, P. Roberson, Y. Chen, R. Marsh, L. Pierce, and J. Moran, “Assessment of skin dose for breast chest wall radiotherapy as a function of bolus material,” Phys. Med. Biol., vol. 53, no. 10, pp. 2593–2606, 2008. [82] C. Orton and J. Seibert, “Depth dose in skin for obliquely incident cobalt 60 radiation,” British Journal of Radiology, vol. 45, no. 532, pp. 271–275, 1972. [83] H. Chung, H. Jin, J.F. Demsey, C. Liu, J. Palta, T-S. Suh, et al., “Evaluation of surface and build-up region dose for intensity-modulated radiation therapy in head and neck cancer,” Medical Physics, vol. 32, no. 8, pp. 2682–2689, 2005.

79

Lijst van figuren 1.1 1.2 1.3

Remstraling . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Schematische opstelling: radiotherapie met MV fotonen . . . . . . . . . . . . . . Doorsnede van de huid . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

2 3 5

2.1 2.2 2.3

Energiebandenmodel TLD . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Schematische doorsnede van een pMOSFET . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Doorsnede van een radiografische film . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

12 14 15

3.1 3.2 3.3 3.4 3.5 3.6 3.7 3.8

Opbouw GafChromic EBT2 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Absorptiespectrum GafChromic EBT en EBT2 . . . . . . . . . . . . . . Nettoverandering in het absorptiespectrum van EBT2 . . . . . . . . . . Nettoverandering in het absorptiespectrum van EBT2 voor verschillende Energieafhankelijkheid van EBT2 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Stabiliteit van EBT2, gescand in transmissie- en reflectiemode . . . . . . Invloed van de ori¨entatie van EBT2 bij het digitaliseren . . . . . . . . . Optische densiteit in functie van aantal scans . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . . . . . . . . . . . . dosissen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

19 19 20 21 23 25 29 31

5.1 5.2 5.3 5.4

Onderverdeling van de film in ROI’s. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Profiel van gemeten optische densiteit in x-richting: 0 MU . . . . . . . . . . . . . Profiel van gemeten optische densiteit in x-richting: 396 MU . . . . . . . . . . . . Profiel van gemeten optische densiteit in x-richting op verschillende plaatsen langs scanrichting: 0 MU . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Profiel van de optische densiteit voor en na toepassen van de correctieprocedure .

37 38 38

5.5 6.1 6.2 6.3 6.4 6.5

7.1 7.2

Schets van de meetopstelling voor het bepalen van het dosisprofiel in de huid voor 6 MV fotonen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Meetdiepte [µm] van 5 EBT2 films . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Kalibratiecurve ODRnetto: dosis (cGy) ifv OD (-) . . . . . . . . . . . . . . . . . Diepte-dosisprofiel: relatieve dosis t.o.v de dosis op 15 mm diepte. . . . . . . . . Vergelijkende studie van de gemeten relatieve dosis (tov dosis op 15 mm diepte) met EBT2, extrapolatiekamer en Markus kamer. . . . . . . . . . . . . . . . . . . Meetopstelling met luchtlaag van 0,57 mm tussen de film 5 en fantoom . . . . . . Meetopstelling met luchtlaag van 0,57 mm tussen film 3 en film 4 . . . . . . . . .

80

39 40

43 43 45 46 47 50 51

Lijst van figuren 7.3 7.4 7.5

8.1 8.2 8.3 8.4 8.5 8.6 8.7 8.8 8.9 9.1

10.1 10.2 10.3 10.4 10.5

Overzicht van de meetresultaten van de verschillende experimenten met luchtlaag: film 1-95 µm. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Overzicht van de meetresultaten van de verschillende experimenten met luchtlaag: film 3-665 µm. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Overzicht van de meetresultaten van de verschillende experimenten met luchtlaag: film 5-1235 µm. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Schematische weergave van de proefopstelling met magneten net boven de films . Invloed van magneten op de relatieve dosis: 95 µm diepte, 6 MV fotonen . . . . Invloed van magneten op de relatieve dosis: 95 µm diepte, 18 MV fotonen . . . . Dosisprofiel in het vlak loodrecht op de bundelas op 95 µm diepte, bestraald met 18 MV fotonen. Magneethouder bovenop de films. . . . . . . . . . . . . . . . . . Dosisprofiel in het vlak loodrecht op de bundelas op 95 µm diepte, bestraald met 18 MV fotonen. Magneethouder 10 cm boven het fantoom. . . . . . . . . . . . . Invloed van magneten op de relatieve dosis: 950 µm diepte, 6 MV fotonen . . . . Invloed van magneten op de relatieve dosis: 950 µm diepte, 18 MV fotonen . . . Invloed van magneten op de relatieve dosis: 4 mm diepte, 6 MV fotonen . . . . . Invloed van magneten op de relatieve dosis: 4 mm diepte, 18 MV fotonen . . . . Vergelijkende studie van de relatieve dosis, gemeten met EBT2 - berekend met Pinnacle3 , in de eerste millimeters van de build-up. . . . . . . . . . . . . . . . . . Schematische weergave van de opstelling: dieptemetingen . . . . . . . . . . . . . Schematische weergave van de opstelling: profielmetingen . . . . . . . . . . . . . Dosisfactor in functie van de invalshoek van de bundel: meetdiepte 95 µm. . . . . PDD gemeten met een invalshoek van de bundel gelijk aan 0◦ en 45◦ . . . . . . . Profielmetingen en dieptemetingen met EBT2 films bij een invalshoek van de bundel gelijk aan 0◦ en 45◦ . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

81

52 52 53 56 57 58 59 59 60 60 61 61

64 67 68 69 70 70

Lijst van tabellen 7.1

Beschrijving van uitgevoerde experimenten in het onderzoek naar de invloed van een luchtlaag op de gemeten dosis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

51

10.1 Vergelijking dosisfactor gemeten met EBT2 en ultradunne TLD’s . . . . . . . . .

69

82