Waarde van een vloeistofgevulde ionisatiekamer voor de

bepaling van outputfactoren en absolute dosis van kleine

velden in de radiotherapie

Pieter Declerck

Promotor: prof. dr. ir. Carlos De Wagter Begeleiders: Nathan De Kock, 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 en Architectuur Academiejaar 2011-2012

Waarde van een vloeistofgevulde ionisatiekamer voor de

bepaling van outputfactoren en absolute dosis van kleine

velden in de radiotherapie

Pieter Declerck

Promotor: prof. dr. ir. Carlos De Wagter Begeleiders: Nathan De Kock, 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 en Architectuur Academiejaar 2011-2012

Toelating tot bruikleen

De auteur geeft de toelating deze masterproef voor consultatie beschikbaar te

stellen en delen van de masterproef te kopiëren 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 Declerck Gent, 4 juni 2012

Voorwoord

Het was reeds in de eerste lessen van mijn opleiding biomedische ingenieurstechnieken

dat ik mij aangetrokken voelde tot de wereld van de radiotherapie. De mogelijkheid om als

thesisonderwerp een experimenteel onderzoek uit te voeren op een vloeistofgevulde ionisatiekamer

was dan ook een logische keuze voor mij. Een scriptie tot een goed einde brengen kan onmogelijk

alleen, daarom wil ik graag nog enkele mensen bedanken.

Vooraleerst wil ik mijn promotor en hoofd van de afdeling radiotherapie van het Universitair

Ziekenhuis Gent, Prof. De Wagter, bedanken voor de toelating om mijn thesis in de P7 uit te voeren.

Ten tweede dank aan mijn copromotoren Nathan De Kock en Annemieke De Puysseleyr voor het

begeleiden van metingen en de vele tips die ik gedurende het jaar heb gekregen voor het schrijven

van mijn thesis.

Ook wil ik klinisch fysicus Akos Gulyban bedanken voor alle tijd die hij voor me wou vrijmaken. In het

bijzonder voor het helpen opstellen van verschillende metingen en de vele aangename discussies

rond mijn thesis.

Verder dank ik ook alle artsen en het verplegend personeel van het universitair ziekenhuis Gent voor

mijn begeleiding.

Tenslotte wil ik ook mijn ouders, broer en vriendin bedanken. 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 Declerck, juni 2012

Waarde van een vloeistofgevulde ionisatiekamer voor de bepaling van

outputfactoren en absolute dosis van kleine velden in de radiotherapie

door Pieter Declerck

Scriptie ingediend tot het behalen van de academische graad van Master in de ingenieurswetenschappen: biomedische ingenieurstechnieken

Promotor: Prof. Dr. Ir. Carlos DE WAGTER Scriptiebegeleiders: Ir. Nathan DE KOCK, Ir. Annemieke DE PUYSSELEYR

Vakgroep: Radiotherapie en Experimenteel Kankeronderzoek Voorzitter: Prof. Dr. Ir. Carlos DE WAGTER

Faculteit Ingenieurswetenschappen Universiteit Gent

Academiejaar 2011-2012

Samenvatting

Gedurende de laatste decennia is de verwachte dosimetrische nauwkeurigheid van een kleine ± 5%

verminderd tot een strikte ± 3% en dit terwijl het leveren van absolute dosissen steeds complexer

wordt met de moderne intensiteitsgemoduleerde radiotherapie (IMRT). Fundamentele metingen

zoals percentage diepte dosis curven, dosisprofiel metingen of kalibratie metingen vereisen

verschillende ionisatiekamers aangezien geen enkele detector ideaal is voor al deze metingen. De

PTW MicroLion ionisatiekamer is een recent ontwikkelde dosimetrische detector met veelbelovende

voorlopige resultaten. Zo zou deze heel nauwkeurig werken in kleine stralingsvelden (conform de

PTW PinPoint 3D ionisatiekamer) en een voldoende nauwkeurigheid dosis detecteren bij grote

stralingsvelden.

Het uiteindelijke doel van deze studie was om een uitgebreide test op deze kamer uit te voeren om

eventuele zwakke punten en beperkingen te identificeren, maar ook om de meetresultaten te

vergelijken met de eerder gebruikte luchtgevulde ionisatiekamers.

De metingen werden onderverdeeld in drie hoofdcategorieën om de toepasbaarheid van de

vloeistofgevulde ionisatiekamer vast te stellen: 1) kalibratie metingen 2) stralingsbundel

eigenschappen 3) specifieke patiënten QA (Quality Assurance) metingen. De kalibratie en bundel

metingen worden uitgevoerd in een PTW MP3-T waterfantoom om volledige verstrooiing te

garanderen.

Trefwoorden: MicroLion, ionisatiekamer, kalibratie, kleine velden, fantoom

Micro liquid ionization (microLion) chamber characteristics with regards to applicability for

basic and treatment verification measurement purposes in radiotherapy

Pieter Declerck

Supervisors: Ir. Nathan De Kock, Ir. Annemieke De Puysseleyr, Prof. Dr. Ir. Carlos De Wagter

Abstract – Dosimetrical measurements and their

accuracy still remain the backbone of

radiotherapy treatment delivery[1]. The PTW

MicroLion chamber is a promising new tool in

radiotherapy dosimetry as ultimate all-in-one

solution for single detector measurements. In this

study the chamber characteristics were tested in

order to confirm applicability for calibration, non-

scanning or scanning as well as for patient specific

QA measurements. The tests revealed that the

MicroLion chamber performs generally well; only

minor attention should be paid to certain

conditions.

Keywords – MicroLion, ionization chamber,

calibration, small fields

INTRODUCTION

During the last few decades, the expected

dosimetrical accuracy shrank from a gentle

±5% to a strict ±3%, while dose delivery

became more complex with the modern

intensity modulated radiotherapy (IMRT).

Fundamental measurements such as

percentage depth dose, profile measurement

or calibrations require various chambers as no

single detector is applicable for all types of

measurements. The MicroLion chamber is a

recently developed dosimetric tool with a high

spatial resolution and a high sensitivity. The

ultimate aim of this study was to perform a

comprehensive test on this chamber in order

to identify possible weaknesses and

limitations, as well as to compare its

measurement results with those of the

previously used chambers.

MATERIAL AND METHODS

6 MV and 15 MV photon measurements were

grouped into three main categories in order to

identify the applicability of the chamber for 1)

calibration 2) basic beam and 3) patient

specific QA measurements. Calibration and

basic beam test were performed in a full size

water phantom in order to guarantee full

scattering conditions[2]. For static

measurements the source to surface distance

(SSD) of 100 cm, and 10 cm depth were used.

1) Calibration characteristic

Polarization and saturation effect were

measured using the IAEA TRS 398 and NCS 18

protocols, switching the polarity of the

nominal +800 V voltage into -800 V

(polarization) followed by reduced voltage of

+400 V and + 200 V in order to test the

chamber’s response. Results from the Farmer

chamber were used as comparison reference.

2) Basic beam characteristic

A field size dependency test (output factors)

was performed varying the field size between

3x3 cm2 and 40x40 cm2 followed by

percentage depth dose (PDD) and profile

measurements, which were compared to 3D

PinPoint, Semiflex and Farmer chamber

measurements.

3) Patient specific QA attribute

A small monitor unit (MU) response test was

included to deliver 20 MU in one delivery and

to deliver 20 MU in pieces of 2 MU. For the

phantom scattering response delivery the

same fluence was checked using a 20x20 cm2

field versus the combined twenty 1x20 cm2

fields. Small MU and phantom scattering

response tests were compared to the Farmer

chamber measurements as well as simulated

with a voxel based Monte Carlo algorithm.

Angular dependency was tested delivering

every 15° (gantry rotation) in air as well in a

cylindrical phantom (Figure 1) the same

number of MU.

Figure 1 Angular dependency test with a cylindrical phaontom

RESULTS AND DISCUSSION

1) Calibration characteristic

Identical polarization factors of kpol=0.9997

were measured for both 6 MV and 15 MV.

Measuring the saturation resulted in a

dropped signal of 76% and 57% for 400 V and

200 V respectively at 6 MV, while for 15 MV

these were 77% and 53%. The Farmer

chamber resulted in a kpol = 1.001 and 1.002

and ksat = 1.04 and 1.04 for 6 and 15 MV. None

of the calibration protocols support the PTW

MicroLion, therefore the Farmer chamber

should be used for calibration. Still with small

polarization effect and attention to stable

nominal voltage and support from calibration

protocols could make the MicroLion chamber

eligible for such purpose in the future.

2) Basic beam characteristic

Comparison of the output factors between the

MicroLion and the Farmer chambers showed

an underresponse of the MicroLion for field

size larger than 15 x 15 cm2 up to 2,8% and

1,8% for 6 and 15 MV, while the Farmer

chamber overresponded for the smaller than

5x5 cm2 fields up to 3,9% and 5,2% for 6 and

15 MV. PDD curves and profiles of small fields

were in a good agreement between the

MicroLion and the PinPoint measurements.

For normal and large fields the profiles the

MicroLion showed smaller penumbra

compared to the Semiflex, while the PDDs

were in good agreement.

3) Patient specific QA

The small MU test for 6 and 15 MV

demonstrated an overresponse of 3.5% and

4.7% using the PTW MicroLion. A smaller

deviation of 0.1% and 1.5% was found for the

Farmer chamber. The two chambers resulted

within 1% for the phantom scattering for both

energies. The voxel based Monte Carlo

simulation presented an even better

agreement between the two chambers.

Angular dependency of the MicroLion in air

revealed the large variation (up to 300%) due

to its asymmetrical shape, but when the

measurement was performed in a cylindrical

polystyrene phantom (with the sensitive

volume at the center of the phantom) the

angular dependency resulted in less than 2%

difference for both energies.

CONCLUSIONS

The PTW MicroLion meets the requirements

to be used for basic beam measurements. The

low dependency on angular beam incidence,

small MUs and phantom scattering

contribution confirms the applicability for

patient specific QA measurements. Using the

MicroLion chamber for calibration purposes

might be feasible in the future, when support

from calibration protocols become available

and the practical difficulties of the saturation

effect will be addressed.

ACKNOWLEDGEMENTS

The author acknowledges Prof. Dr. Ir. Carlos

De Wagter, Ir. Annemieke De Puysseleyr and

Ir. Nathan De Kock for their valuable support.

REFERENCES

[1] Dasu A, Lofroth P and Wickman G, Liquid

ionization chamber measurements of

dose distributions in small 6 MV photon

beams, Med. Phys.Biol. 43, 21-36 (1998)

[2] Protocols IAEA 398 (2004)/NCS 18 (2008)

[3] Wickman G and Nystrom H, The use of

liquids in ionization chambers for high

precision radiotherapy dosimetry, Phys.

Med. Biol. 37 1789-812 (1992)

Inhoudsopgave Hoofdstuk 1 Inleiding in de radiotherapie ............................................................................................ 1

1.1 Belang van beeldvorming ........................................................................................................ 4

1.2 Radiotherapeutische technieken ............................................................................................. 5

1.2.1 IMRT ................................................................................................................................. 5

1.2.2 Grid therapie .................................................................................................................... 7

1.2.3 Stereotactische radiochirurgie (SRS) ................................................................................ 7

1.3 Overgang naar de PTW microLion 31018 .............................................................................. 10

1.4 Opbouw en materiaal PTW MicroLion (benadering) ............................................................. 13

Hoofdstuk 2 Speciale voorwaarden en kleine veld dosimetrie .......................................................... 15

2.1 Definiëren van een klein stralingsveld ................................................................................... 15

2.1.1 Effect van de brongrootte .............................................................................................. 15

2.1.2 Elektronen bereik en invloeden in het stralingsmedium ............................................... 18

2.1.3 Grootte van de detector ................................................................................................ 19

2.1.4 Positionering van de detector ........................................................................................ 19

2.1.5 Onzekerheid ................................................................................................................... 19

2.2 Luchtgevulde ionisatiekamers ............................................................................................... 20

2.2.1 Referentie omstandigheden .......................................................................................... 21

2.2.2 Niet referentie omstandigheden en effect op de ionisatiekamer ................................. 22

2.2.3 Dosimetrische werking ................................................................................................... 24

2.2.4 Eigenschappen van ionisatiekamers .............................................................................. 27

2.2.5 Bespreking van de gebruikte gasgevulde ionisatiekamers ............................................ 28

Hoofdstuk 3 Materialen en methoden ............................................................................................... 32

3.1 Onderzoek naar polariteitseffect ........................................................................................... 33

3.2 Bepalen van het saturatie effect ............................................................................................ 36

3.3 Bepalen polarisatie en saturatie effect voor de PTW farmer ionisatiekamer ....................... 37

3.4 Meten van outputfactoren .................................................................................................... 38

3.5 Opmeten van Percentage Diepte Dosis curven (PDD's) ........................................................ 38

3.6 Opmeten van dosisprofielen .................................................................................................. 40

3.6.1 Meetopstelling ............................................................................................................... 41

3.7 Onderzoek kleine MU test voor farmer en microlion ............................................................ 42

3.8 Hoekafhankelijke dosismetingen ........................................................................................... 42

3.8.1 Hoekafhankelijkheidsmeting in lucht ............................................................................. 42

3.8.2 Hoekafhankelijkheidsmeting in cilindrische fantoom .................................................... 44

3.9 Onderzoek naar fantoom verstrooiingsbijdrage .................................................................... 47

Hoofdstuk 4 Resultaten en discussie .................................................................................................. 50

4.1 Resultaten en discussie polariteitmetingen ........................................................................... 50

4.2 Resultaten en discussie saturatie effect ................................................................................ 51

4.3 Vergelijking van polarisatie en saturatie resultaten met PTW farmer ionisatiekamer ......... 53

4.4 Resultaten en discussie outputfactor meting ........................................................................ 55

4.5 Resultaten PDD's .................................................................................................................... 59

4.6 Resultaten dwarsprofielmetingen ......................................................................................... 64

4.7 Resultaten kleine MU test voor PTW microlion en PTW farmer ........................................... 69

4.8 Resultaten hoekafhankelijkheidsmeting ................................................................................ 72

4.8.1 Resultaten in lucht ......................................................................................................... 72

4.8.2 Resultaten in fantoom ................................................................................................... 76

4.9 Resultaten fantoom verstrooiingsbijdrage ............................................................................ 80

Hoofdstuk 5 Conclusie ........................................................................................................................ 87

Bibliografie ............................................................................................................................................. 91

Lijst van figuren ...................................................................................................................................... 95

Lijst van tabellen .................................................................................................................................... 97

Tabel van afkortingen en symbolen

Afkortingen DNA DeoxyriboNucleic Acid QA Quality Assurance QC Quality Control IMRT Intensity-Modulated Radiation Therapy SRS Stereotactic RadioSurgery IMAT Intensity-Modulated Arc Therapy MU Monitor Unit MLC MultiLeaf Collimator NMR Nuclear Magnetic Resonance OARS Organs At Risk CT Computed Tomography PTV Planning Target Volume TPS Treatment Planning System CPE Charged Particle Equilibrium FWHM Full Width at Half Maximum MC Monte Carlo SSD Source to Surface Distance SCD Source to Chamber Distance

Symbolen

Mcorr,Q gecorrigeerde ladingsuitlezing

ND,w,Q0 kalibratie coëfficiënt voor absolute dosis in water voor een welbepaalde

referentie bundelkwaliteit Q0

kQ,Q0 correctiefactor voor verschil tussen bundelkwaliteit Q en referentie bundelkwaliteit

Q0

dosis in de lucht van het actief volume

gemiddelde energie nodig voor het produceren van een ionenpaar in droge lucht

absolute ladingswaarde van een elektron

actief volume van de ionisatiekamer

densiteit

correctie voor het polariteitseffect

correctie voor de niet waterequivalente kamerwand

correctie tegen ionenrecombinatie

correctie tegen shift van effectief centrum

correctie voor centrale elektrode effect

correctie voor temperatuur en druk

1

Hoofdstuk 1 Inleiding in de radiotherapie

Radiotherapie is een klinische behandeling met als doel kwaadaardige gezwellen met ioniserende

straling aan te pakken. Radiotherapie vormt samen met chirurgie en chemotherapie de drie pijlers

voor de behandeling van patiënten met kanker. Het effect van radiotherapie berust op het verschil in

gevoeligheid voor straling tussen gezond weefsel en kankerweefsel.

Tumor celdood kan in het menselijk lichaam worden uitgevoerd op verschillende mogelijkheden

zoals bijvoorbeeld apoptose (gekend als geprogrammeerde celdood), mitotische celdood, etc. . .

Mitotische celdood is het meest op de voorgrond tredende biologische effect van bestraling en

wordt daarom hoofdzakelijk gebruikt in de radiotherapie. Dit type celdood omvat gecompliceerde

radiobiologische processen. De aangelegde ioniserende straling veroorzaakt schade aan het DNA

waarin breuken ontstaan. Het merendeel van de DNA-schade wordt binnen enkele uren hersteld en

kan beschouwd worden als subletale of potentieel letale schade. Tumorcellen zijn in het algemeen

minder in staat om subletale schade te herstellen. Een volgende bestraling kan deze subletale schade

alsnog bestendigen. De belangrijkste oorzaak van celdood is dan het gevolg van onherstelbare

beschadiging van het DNA waardoor de cel niet meer in staat is tot celdeling en vervolgens sterft.

De gevoeligheid van en controle op de tumor is afhankelijk van verschillende factoren, zoals de

doorbloeding en bloedvoorziening (vascularisatie), de gevoeligheid van het weefsel voor celreparatie

en -populatie, timing, de voorziening van zuurstof (oxygenatie), fractionering, etc. . Zowel de normale

cellen als tumorcellen worden aan straling onderworpen, maar aangezien gezonde cellen makkelijker

en sneller van de stralingschade herstellen kan deze techniek perfect gehanteerd worden. Tijdens het

uitvoeren van de stralingsbehandeling is het uiteraard de bedoeling een maximale verwijdering te

bekomen van kwaadaardige tumorcellen en dus optimale tumor controle waarbij de gezonde

weefselcellen zoveel als mogelijk gespaard moeten blijven. Dit is natuurlijk niet evident en leidt tot

enkele fundamentele vragen:

- Welke dosis moet worden gegeven?

- Hoe nauwkeurig en precies kan de absolute dosis geleverd worden?

- Hoe groot is het stralingseffect op zowel de tumor als het gezond omliggend weefsel?

Op deze vragen kan niet altijd zomaar snel een eenduidig correct antwoord gegeven worden. Veel

verschillende aspecten horen hierbij in rekening te worden gebracht, daar deze een grote invloed

kunnen hebben op het absoluut resultaat.

Vooraleer een gewenst klinisch resultaat kan worden bekomen, moeten vele processen worden

doorlopen en geëvalueerd. Hiervoor wordt in het algemeen een beroep gedaan op een

stralingsdeskundige. De stralingsfysicus controleert, onderzoekt en erkent mogelijke fouten en/of

factoren (vaak vastgelegd door de Belgische wetgeving of verplicht te volgen stralingsprotocollen) die

mogelijks aanwezig kunnen zijn alvorens de stralingsbehandeling wordt in gang gezet. Dit leidt tot

een geoptimaliseerde en veiligere levering van stralingsdosissen. Zo is heel nauwkeurige

tumorcontrole mogelijk waarbij omliggende weefsels gespaard kunnen blijven.

2

In de praktijk is het enorm belangrijk dat er geen fouten worden gemaakt. Om deze te minimaliseren

wordt gebruik gemaakt van QA-programma's (Quality Assurance) en QC-procedures (Quality

Control).

QA-programma's of kwaliteitszorg in de radiotherapie zijn alle procedures die de consistentie van het

medisch reglement verzekeren en een veilige uitvoering ervan voorschrijven. Dit zijn procedures voor

zowel het leveren van een maximaal gecentraliseerde tumordosis en een minimale dosis in de

gezonde omringende weefsels (zoals bijvoorbeeld IAEA 2007, dosimetrie protocollen en normen).

Eveneens staan de kwaliteitszorg procedures in voor het creëren van een zo minimaal mogelijke

stralingsblootstelling voor het tewerkgesteld personeel. Kwaliteitsborging houdt dus met andere

woorden rekening met elk individueel persoon.

QC-procedures of kwaliteitscontroles in de radiotherapie zijn regelgevende processen waarbij de

werkelijke kwaliteitprestaties worden gemeten en streng opgevolgd. De resultaten worden

vervolgens vergeleken met bestaande normen en tenslotte indien nodig verbeterd door ze

overeenstemmend te maken met de verplichte veiligheidsnormen (ISO 9000).

Kwaliteitscontrole (QC) is een deel van de totale kwaliteitszorg (QA). Het houdt zich bezig met

operationele technieken en hanteert verschillende controlerende activiteiten zoals:

- de controle om te voldoen aan de kwaliteitseisen

- het correct aanpassen van de uitvoering indien vooropgestelde eisen niet voldaan zijn

Om degelijke en nauwkeurige radiotherapie te kunnen uitoefenen is er behoefte aan een uitgebreid

onderzoek naar zowel het fysiek als medisch domein van de radiotherapie. De twee verschillende

domeinen (het ene eerder natuurkundig en het ander geneeskundig) hebben eenzelfde doel,

namelijk de genezing van kanker.

De hedendaags toegepaste radiotherapeutische technieken (zoals bijvoorbeeld Intensity-Modulated

Radiation Therapy of kortweg IMRT, grid therapie, stereotactische radiochirurgie of SRS genaamd,

dose painting, Intensity-Modulated Arc Therapy of IMAT, etc. zie verder paragraaf 1.2) maken almaar

meer gebruik van heel kleine stralingsvelden.

Kleine velden therapie brengt automatisch meer moeilijkheden met zich mee aangezien het belang

van nauwkeurigheid en precisie almaar belangrijker wordt. Zeker wanneer hogere dosissen worden

gegeven zoals bij stereotactische radiochirurgie of hypofractionatie. Vandaar dat in deze thesis een

onderzoek wordt gedaan naar een vloeistofgevulde ionisatiekamer, namelijk de PTW iso-octaan

gevulde MicroLion (PTW Freiburg, Freiburg Duitsland; van het type 31018). De ionisatiekamer wordt

beschreven als een mogelijke ideale detector voor kleine en semigrote stralingsvelden (technische

fiche PTW microlion [1]).

3

Een duidelijke afbakening van wat nu precies een klein stralingsveld is wordt uitvoerig besproken in

volgend hoofdstuk. Uit literatuurstudie blijkt dat voor fotonenbundels met stralingsenergieën van

6MV een klein stralingsveld kleiner of gelijk is aan een 3cm x 3cm veld (Alfonso et al.2008 [2]). Het

probleem in kwaliteitszorg (QA) voor kleine velden therapie kan worden opgesplitst in twee

belangrijke onderdelen, namelijk:

- de dosimetrie bij kleine stralingsvelden

Voor kleine stralingsvelden bestaan er geen uniform te volgen standaardprotocollen. Net zoals er in

principe geen ideale stralingsdetectoren bestaan. Hierdoor is er een grote behoefte aan verschillende

correctiefactoren voor de verschillende protocollen.

Indien bijvoorbeeld dosismetingen op kleine stralingsvelden worden uitgevoerd met behulp van een

PTW Semiflex gasgevulde ionisatiekamer (sensitief volume 0,125 cm³) en daarbij de bekomen

resulterende outputwaarden ongeveer 10% te laag zijn, dan mogen deze waarden niet worden

vastgelegd in het planningssysteem. Indien dit wel zou gebeuren voorziet het planningssysteem veel

te veel Monitor Units (MU) voor de lineaire versneller. Zo zal de patiënt een veel te hoge dosis

krijgen.

- de dosisberekeningen voor kleine velden

Dosisberekeningen worden gemaakt met behulp van dosisalgoritmes. Voor kleine velden met vaak

daarbij horende elektronisch onevenwichtige omstandigheden is het uitvoeren van deze algoritmes

niet altijd even accuraat en heel complex. Een duidelijk voorbeeld hiervan is grid therapie. Hierbij zal

met behulp van een MLC (multileaf collimator) een rasterveld gegenereerd worden door superpositie

van verschillende kleine stralingsvelden onder telkens een ander gehanteerde collimatorhoek. De

meeste problemen die zich hier voordoen, zijn het fout voorspellen van dosisverdeling en absolute

dosis. Een bijkomende moeilijkheid is dat de meeste algoritmes vaak geen rekening houden met de

elliptische spot voor verschillende outputwaarden (Xu Z. et al.2009 [3]). Dit houdt in dat de dosis

tussen het bestralen onder een collimatorhoek van 90° tegenover het bestralen onder 0° een

procentueel verschil kan geven tot 20%. Een duidelijk ontoelaatbaar effect dat kan zorgen voor een

overdosis aan de patiënt.

In het slechtste geval treedt een combinatie van beide aspecten op, wat leidt tot grote overdosissen

en fouten. Dit moet altijd vermeden worden.

4

1.1 Belang van beeldvorming

Radiotherapeutische technieken voor hele kleine stralingsvelden kunnen enkel en alleen degelijk

worden uitgevoerd indien vooraf de locatie en het isocenter van de tumor heel nauwkeurig wordt

vastgelegd. De basis voor de precisie en accuraatheid van radiotherapeutische technieken hangt

sterk af van de medische beeldvorming.

Een veel gebruikte beeldvormingstechniek voor het lokaliseren van tumoren is Nuclear magnetic

resonance (NMR). De reden hiervoor is dat NMR-beelden een enorm hoge resolutie hebben en

tevens veel informatie van omringend gevoelig weefsel weergeven. Een enig minpunt dat kan

optreden zijn artefacten, te wijten aan verstoorde beeldvorming of bewegingen. Ook computer

tomografische beelden (CT-beeldvorming) leveren een hoge ruimtelijke nauwkeurigheid, nodig om

dosisberekeningen uit te voeren.

In de praktijk wordt klinisch het meest gekozen om beide technieken te combineren, de zo gekende

NMR-CT gefusioneerde techniek. Vooral in de radiochirurgie, waar een hoge nauwkeurigheid voor

tumoraflijning gewenst is, worden veel CT-scans met NMR beeldvorming gecombineerd (Leal et al.

2004 [4]).

Verder worden sinds 1997 PET-CT (Positron Emission Tomography) en SPECT-CT (Single Photon

Emission Computed Tomography) ook heel vaak gehanteerd (Markand et al.1997 [5]).

De multi-modale beeldvormingstechniek zorgt ervoor dat een degelijke afstemming en overlappende

beeldregistratie van twee verschillende beeldvormende technieken mogelijk is. Dankzij deze

simultaan toepasbare modaliteiten is betere beeldvorming en daarbij horende verbeterde

radiotherapeutische techniek mogelijk.

5

1.2 Radiotherapeutische technieken

Er zijn tegenwoordig allerlei soorten radiotherapeutische technieken voor stralingsbehandeling van

verschillende tumoren. In onderstaande alinea's worden een drietal technieken kort besproken die

gebruik maken van kleine velden. Het gaat om de meest toegepaste technieken van vroeger en nu:

- IMRT (intensiteitsgemoduleerde radiotherapie)

- Grid therapie

- SRS (stereotactische radiochirurgie)

Voorts zijn momenteel nog andere therapeutische technieken in gebruik, zoals bijvoorbeeld dose

painting of Intensity Modulated Arc Therapy (beter gekend als IMAT), waarbij ook kleine

stralingsvelden worden gehanteerd. Beide "small field"-technieken zijn uiteraard ook gevoelig aan de

twee (reeds besproken) voornaamste problemen bij kleine veld therapie, namelijk dosimetrie en het

correct toepassen van algoritmes (Xu Z. et al.2009 [3]). De twee hierboven genoemde technieken

worden niet verder besproken omdat ze buiten het bereik van deze thesis vallen.

1.2.1 IMRT

IMRT staat voor 'Intensity Modulated Radiation Therapy' ofwel intensiteitsgemoduleerde

radiotherapie. Het is een geavanceerde techniek binnen de radiotherapie die ervoor zorgt dat gezond

weefsel nog beter gespaard kan worden. De verschillende weefsels in het menselijk lichaam zijn

meer of minder gevoelig voor bestraling. Door per stralingsbundel gebruik te maken van variërende

intensiteit van de straling wordt de tumor (PTV = planning target volume) optimaal bestraald, maar

worden de omliggende kritische structuren en risico organen (OARS = organs at risk) zo gering

mogelijk belast. De patiënt heeft hierdoor minder last van bijverschijnselen van de bestraling. De

variërende intensiteit van de bestralingsbundel wordt verkregen via de aanwezigheid van leaves in

de collimator die tijdens de bestraling bewegen (dynamische MLC).

Gebruik makend van meerdere stralingsbundels per fractie kan de dosis op het gezonde weefsel

optimaal gespreid worden. De bundel wordt gericht op de tumor, maar net zoals bij elke andere

stralingstechniek zal steeds een (zo klein mogelijk) ander deel van het vitale weefsel in het kleine

stralingsveld komen te liggen. Bij IMRT echter worden nog meer bundels gecreëerd en in combinatie

met de variërende intensiteit van de verschillende gemoduleerde stralingsbundels wordt het

gezonde weefsel zo optimaal mogelijk gespaard.

Een typisch voorbeeld waar IMRT wordt gebruikt is prostaatkanker. Onderstaande figuur vertoont

een IMRT bestralingsplan voor prostaatkanker. Het bestralingsplan wordt gegenereerd met behulp

van planningssoftware. Het rode gebied met hoge dosis komt precies overeen met de te

behandelende zone van de tumor.

6

Figuur 1: IMRT simulatie behandelplan voor prostaatkanker

De voorbereiding voor een IMRT bestraling start met het maken van CT-beelden van het gebied dat

bestraald moet worden. Hierop wordt door de radiotherapeut aangegeven wat het doelvolume

wordt. Vervolgens wordt met behulp van de CT-beelden met daarop het doelvolume een

computerplanning gemaakt. De therapeutische behandelingstechniek maakt gebruikt van inverse

planning. Hierbij wordt een gewenste dosisverdeling naar voren gebracht, waarvoor verschillende

geoptimaliseerde bundelintensiteit profielen worden berekend. Een dergelijke optimalisatie

resulteert in een breed richtingsbereik van energiebundels waarbij deze zo conform mogelijk moeten

zijn aan de omvang van tumor (Xu et al. 2009 [3]). Wanneer het plan klaar en goedgekeurd is, wordt

er een pre-treatment uitgevoerd door een stralingsfysicus. Dat houdt in dat een eerste fractie

gegeven wordt (zonder patiënt) om te controleren of de afgegeven dosisverdeling overeenkomt met

de computerplanning. Wanneer de klinisch fysicus zijn goedkeuring heeft gegeven kan de

behandeling voor de patiënt van start gaan.

De leaves worden dagelijks geverifieerd voorafgaand aan het QA-programma op het

bestralingstoestel. Om de dosisverdeling te controleren worden regelmatig tijdens de behandeling

megavolt (MV) afbeeldingen gemaakt die dan door de unit klinische fysica gecontroleerd worden

(Chauvet et al 2005 [6]).

De gewoonlijke kwaliteitscontrole (QC) voor IMRT behandelingen wordt uitgevoerd aan de hand van

filmdosimetrie of een ionisatiekamer voor kleine velden. Hierdoor is het dus al duidelijk waarom voor

kleine velden accurate ionisatiekamers noodzakelijk zijn. Wel moet rekening gehouden worden met

het feit dat ionisatiekamers een zekere afwijking kunnen hebben (tot zelfs 10%) indien die zich in

elektronisch onevenwicht bevindt (Shirato et al. 2000 [7]). Daarom is het zeker aangewezen om

steeds verder onderzoek te verrichten naar verschillende nieuw ontworpen ionisatiekamers (zoals de

PTW microlion) op basis van kleine veld dosimetrie. In deze thesis zal dit uitvoerig gebeuren om zo

een duidelijke vergelijking te kunnen maken tussen de recent ontworpen vloeistofgevulde detector

en al reeds langer bestaande luchtgevulde ionisatiekamers. De uitgevoerde experimenten voor het

7

karakteriseren en onderzoeken van de eigenschappen van de vloeistofgevulde detector worden

weergegeven en geëvalueerd in hoofdstuk 3.

1.2.2 Grid therapie

De eerste onderzoekstechnieken onder beginnende vorm van grid-therapie dateren al van de start

van vorige eeuw (Kohler 1909). Midden de jaren vijftig werd de techniek gehanteerd om de huiddosis

zo sterk mogelijk te beperken (Reiff J. et al.1995 [8]).

Grid therapie is een techniek die gebaseerd is op het leveren van een niet-uniforme dosis aan een

grote tumor. De therapie wordt gebruikt om in één enkele fractie een hoge stralingsdosis (zoals

bijvoorbeeld 15 à 20 Gy) te leveren aan veel verschillende kleine volumes in een groot stralingsveld.

Hoge variërende dosisgradiënten in combinatie met accurate kleine veld bestraling leidt tot het

gebruik van detectoren die over een klein sensitief volume en hoge ruimtelijke resolutie beschikken.

De PTW microlion zou in dat opzicht een ideale ionisatiekamer kunnen zijn. Het nut van grid therapie

daalde snel met de komst van megavoltage stralingsbundels te wijten aan hun superieure

penetratiediepte en huidsparend effect (Reiff J. et al.1995 [8]).

De techniek maakt gebruik van zelfde dosimetrische eigenschappen als conventionele

stralingsmethodes en wordt hedendaags nog heel uitzonderlijk gehanteerd voor verschillende

palliatieve behandelingen waar grote en vaak ook dieper gelegen tumoren (die al eerder tevergeefs

door conventionele behandelingstechnieken werden behandeld) gefractioneerd worden bestraald

(Mark H. et al. 1950 [9]). Grote gradiëntdosissen kunnen worden gegeven binnen in het

tumorvolume om zo de klachten van de patiënt te verzachten.

Het gridraster wordt ofwel verkregen aan de hand van een aanwezig blok met daarin klein verfijnde

gaten ofwel met behulp van de multileaf collimator waarbij de leaf-sleuven de toegelaten

hoeveelheden van ioniserende straling laten passeren. Vandaar dat dus terug kleine veld instellingen

moeten worden gehanteerd. Dit zal leiden tot de reeds eerder besproken moeilijkheden van kleine

veld therapie, namelijk de niet evidente dosimetrie en problemen voor algoritmische berekeningen

te wijten aan de elektronisch onevenwichtige toestand.

1.2.3 Stereotactische radiochirurgie (SRS)

Stereotactic Radiosurgery ofwel stereotactische radiochirurgie is een techniek waarbij aan een

stereotactisch gelokaliseerd intracranieel doelwit in één sessie een afnemende dosis ioniserende

straling wordt toegediend (Leksell et al.1983 [10]). De techniek wordt hoofdzakelijk toegepast voor

hersenmetastasen, intracraniële en centraal zenuwstelsel (CNS) tumoren, alsook voor

neurochirurgische aandoeningen zoals bijvoorbeeld bepaalde atrioveneuze misvormingen. Formeel

vallen binnen deze behandelingstechniek zowel de inwendige als uitwendige bestralingsmethoden.

Bij de inwendige methode worden radioactieve bronnen zelf in het doelvolume gebracht; men

spreekt daarbij echter meestal van brachytherapie, soms ook interstitiële radiochirurgie (Leksell et

al.1983 [10]). Gewoonlijk verstaat men onder stereotactische radiochirurgie alleen de uitwendige

bestralingsvorm.

8

Bij stereotactische radiochirurgie worden smalle stralingsbundels van buitenaf en vanuit

verschillende richtingen op het doelvolume gericht. Daar komt dus, net zoals bij IMRT, een

kruispatroon van straling samen. Door de vele verschillende invalsrichtingen komt er buiten het

doelvolume slechts weinig straling terecht, waardoor de tolerantiedosis van het gezonde weefsel niet

wordt overschreden. Typisch voor stereotactische radiochirurgie is de steile dosisgradiënt rond het

doelvolume. De diameter van een bundel is in principe gelijk aan die van het doelgebied. Het

doelvolume kan echter desondanks niet groter zijn dan circa 3,5 cm in diameter (Leksell et al.1983

[10]). Een stralingsbundel met een grotere diameter zou namelijk resulteren in te veel overlapping

van bundels in het gebied rondom het doelvolume, wat een ongewenste verhoging van de dosis op

het omringende gezonde weefsel tot gevolg zou hebben. Van wezenlijk belang is uiteraard de

nauwkeurigheid waarmee het doelgebied wordt gelokaliseerd en de bestraling wordt uitgevoerd.

Aanvankelijk werd de stereotactische bestraling uitsluitend uitgevoerd met behulp van een

zogenoemd Gamma Knife, een speciaal daarvoor ontwikkelde bestralingsapparatuur met Co60-

bronnen. Deze zijn gerangschikt in een groot helmvormig apparaat waarin zich gaten bevinden die de

afmetingen van de bundeltjes bepalen. Het doelvolume in de schedel wordt daarbij exact in het

centrum van de helm gepositioneerd. De eerst gamma knife dateert uit 1970 en werd ontworpen

door neurochirurg Leksell uit Stockholm. Sinds de laatste decennia kunnen nu echter ook lineaire

versnellers worden gebruikt; deze conventionele bestralingapparatuur bleek te kunnen aangepast

voor uiterst precieze behandeling van in aanmerking komende neurochirurgische aandoeningen.

Indien een dergelijke lineaire versneller specifiek is ontworpen voor radiochirurgie, spreekt men ook

wel van een 'X-knife'. Buiten het gamma knife en de lineaire versneller, die werken met fotonen als

stralingsbron, wordt op weinig plaatsen (vooral Japan) ook wel gebruik gemaakt van de zogenaamde

'Bragg piek'-therapie, werkend met hoog energetisch geladen zware deeltjes (zoals bijvoorbeeld

protonen) als stralingsbron (Nahum et al.1991 [11]).

Net zoals de twee eerder besproken technieken wordt ook bij stereotactische radiochirurgie in een

bepaalde fractie een hoge stralingsdosis geleverd aan hele kleine volumes en moeten de instellingen

horend bij kleine veld stralingstherapie zo accuraat mogelijk worden ingesteld. Op die manier kan

een optimaal behandelingsplan ontworpen worden om kritische structuren aan directe blootstelling

van stralingsbundels te vermijden. Dit alles is dus met andere woorden alleen maar mogelijk

wanneer deze instellingen perfect worden afgestemd en gekalibreerd. Daarvoor dient een beroep

gedaan te worden op reeds gekalibreerde ionisatiekamers en spelen deze zo een heel belangrijke rol

voor bijna alle radiotherapeutische technieken.

1.3 Inleiding straling en detectie

Ioniserende straling is uiteraard niet met zintuigen waar te nemen, waardoor er apparatuur nodig is

om de aanwezigheid van deze straling vast te stellen en het dosistempo te meten. Het bepalen van

zowel de kwalitatieve als de kwantitatieve grootheden van straling is noodzakelijk, omdat de

biologische effecten afhangen van onder meer de soort straling, het dosistempo en de

energieverdeling. Stralingsmeetapparatuur wordt onder meer gebruikt voor het bepalen van

dosisniveaus, stralingsbelastingen en dosistempo's. De meetnauwkeurigheid en de benodigde

apparatuur zijn afhankelijk van de omstandigheden en de gestelde eisen, waarin en waarvoor de

9

meting wordt gedaan. Bij een eventuele overdosis is het nodig de correcte locatie en sterkte van de

straling vast te stellen.

Het doel van de meting bepaalt de vereiste nauwkeurigheid. De meetnauwkeurigheid en de soort

straling beïnvloeden de keuze van de meetapparatuur. Detectie van ioniserende straling berust op de

wisselwerking van straling met detectormateriaal, waarbij in de detector stralingsenergie wordt

geabsorbeerd. Deze stralingsenergie is niet direct meetbaar en wordt daarom omgezet in een

andere, wel meetbare, fysische vorm (respons), zoals elektrische lading, licht, zwarting van

fotografisch materiaal of een verandering in de elektrische geleidbaarheid. De respons is dan een

indirecte maat voor de geabsorbeerde stralingsenergie. Er wordt steeds gestreefd naar een

detectiemethode die een eenduidig verband (bij voorkeur lineair) aangeeft tussen de te onderzoeken

stralingsgrootheid en de respons van de detector.

De eerste gebouwde detectoren dateren al van een heel eind terug. In 1928 werd een eerste soort

ladingsteller uitgevonden, namelijk de Geiger-Müllerteller. Sindsdien is men tot op vandaag nog altijd

op zoek naar een ideale ionisatiedetector om zo nauwkeurig mogelijk de dosis voor een

planningssysteem te bepalen.

Een planningssysteem (Treatment Planning System, TPS) wordt meestal geconfigureerd met

volgende verschillende stralingsbundelgegevens:

- dosisprofielen van de verschillende stralingsbundels

- diepte dosis curves

- outputfactoren

Deze bovenvermelde aspecten worden doorgaans opgemeten in een groot waterfantoom.

Aan elk planningsysteem moeten bepaalde eisen voldaan zijn, rekening houdend met bijvoorbeeld

de grootte van verschillende stralingsvelden, de diepte van de scan, de stapgrootte bij het bestralen,

etc.. De keuze voor een bepaalde detector gebeurt aan de hand van vergelijkende stralingsdata door

een klinisch fysicus en houdt voor elke stralingsbundel rekening met allerhande verschillende

factoren. Dit maakt het heel moeilijk een "ideale" detector te selecteren voor bepaalde veldgroottes

met bepaalde energetische fotonenbundels. Hieronder enkele belangrijke eigenschappen en

aspecten (die problemen kunnen veroorzaken), voor het kiezen van een ideale detector:

- het volume effect (moet worden in rekening gebracht indien de detector groter is dan 1/4e van de

laterale veldgrootte, zie hoodstuk2: kleine veld dosimetrie)

- grote velden hebben een aanzienlijk gehalte aan laagenergetische verstrooide fotonen die

toenemen met de diepte. De detector kan hierdoor een overrespons detecteren door de

aanwezigheid van laag energetische verstrooide fotonen.

- kleine velden worden gekenmerkt door lateraal elektronisch onevenwicht indien de straal van het

stralingsveld kleiner is dan het gemiddeld laterale bereik van de secundaire elektronen.

10

- indien velden alsmaar kleiner worden, zal de energie van aanwezige secundaire elektronen in het

midden van het veld (de centrale as) toenemen (Martens et al. 2000 [12]). Het ontbreken van laag

energetische elektronen op de centrale as is een gevolg van compton scatter omdat meer elektronen

naar buiten verspreid worden en minder elektronen afkomstig zijn van de veldranden.

- voor grote stralingsvelden kan in de centrale as bundelverharding optreden te wijten aan de

vlakheidsfilter. Waar de filter de grootste dikte heeft (aan de centrale as), zal het fotonenspectrum

het dikst zijn. Indien een groot veld (bijvoorbeeld 30 x 30 cm²) van een hoog energetische bundel (

bijvoorbeeld 15 MV) op een geringe diepte wordt gescand met een detector die een overrespons

detecteert voor lage bundelenergieën (bijvoorbeeld een diodedetector) zullen de relatieve

dosiswaarden bij grote radiale posities (waar het spectrum dus iets gespreider is) te hoog zijn.

- diepte dosisprofielen (tot 30 cm) kunnen in dosistempo variëren. De detector moet daarom een zo

laag als mogelijke dosistempo afhankelijkheid bezitten.

- Voor gepulste bundelstralen is vooral de dosis per puls van belang. De verkregen respons van een

detector dient onafhankelijk te zijn van de dosis per puls.

Alle hierboven vermelde effecten en mogelijke problemen worden verder uitvoerig besproken in

hoofdstuk 2.

De types stralingsdetectoren worden hoofdzakelijk in twee categorieën ingedeeld, namelijk

gasgevulde en niet-gasgevulde detectoren. In deze thesis is het de bedoeling de eigenschappen en

effecten van een vloeistof gevulde detector, en wel de PTW MicroLion, te onderzoeken en

vergelijken met andere gasgevulde ionisatiekamers.

1.4 Overgang naar de PTW microLion 31018 Het hedendaagse voornaamste gebruik van luchtgevulde ionisatiekamers is geschikt voor machine

kalibratie doeleinden en radiotherapeutische behandelingstechnieken (zoals bijvoorbeeld voor de

reeds aangehaalde techniek van IMRT pre-treatment planning), zelfs wanneer een kleine invloed van

elektronisch onevenwicht optreedt door kleine velden. Luchtgevulde ionisatiekamers worden vooral

gebruikt omwille van hun eenvoud, hanteerbaarheid, hergebruik, traceerbaarheid, etc. aan de

nationale normen. Daarentegen moeten, in vergelijking met de meeste luchtgevulde

ionisatiekamers, andere kleine veld technieken gehanteerd worden indien gebruik wordt gemaakt

van detectoren met een verhoogde gevoeligheid, hogere precisie en fijnere resolutie.

Een ionisatiekamer gevuld met vloeistof in plaats van gas kan vele voordelen bieden. De grootte van

het kamervolume speelt hierbij een grote rol. Het gevoelige bestraalde volume kan veel kleiner

worden gemaakt voor een welbepaald stralingssignaal vergeleken met een gasgevulde

ionisatiekamer (Wickman et al. 1992 [13]). Het verkleinde volume van de vloeistofgevulde kamer

resulteert in een fijnere (niet te bereiken met een luchtgevulde ionisatiekamer) ruimtelijke resolutie.

Effecten van verplaatsing en perturbatie (verstoring) die vaak optreden bij luchtgevulde

ionisatiekamers kunnen worden geminimaliseerd (Dasu et al. 1998 [14]).

De PTW microLion ionisatiekamer is een veelbelovend, nieuw ontworpen ionisatiekamer die alle

hierboven mogelijke problemen wil vermijden. De PTW MicroLion ionisatiekamer staat voor Micro

11

Liquid Ionization Chamber en is uiteraard volledig verschillend van alle luchtgevulde ionisatiekamers

(zie hoofdstuk 2).

Een eerste belangrijk verschil is de aanwezigheid van iso-octaan binnenin het actief sensitief volume

(technische fiche PTW Microlion). Iso-octaan is een soort benzeen derivaat ook wel beter gekend als

2,2,4-trimethylpentaan. De vloeistof bezit een ladingshoudende eigenschap waardoor de collectie

van geladen bestraalde deeltjes beter en langer kunnen worden gedetecteerd. De materiaalkeuze

van het sensitief volume van de detector is heel belangrijk, zeker naar waterequivalentie toe. Met de

PTW Microlion is (vergeleken met luchtgevulde ionisatiekamers) hieraan voldaan. De vloeistof iso-

octaan komt qua medium sterker overeen met water, dan water overeenkomt met lucht.

In vergelijking met luchtgevulde ionisatiekamers is het sensitief volume van de vloeistofgevulde

ionisatiekamer heel klein, namelijk 1,7 mm³. De PTW MicroLion wordt niet zoals bij gasgevulde

detectoren geventileerd, maar is er volledig verzegeld en dichtgeplakt. Het type MicroLion

ionisatiekamer dat in deze thesis zal worden onderzocht is de PTW MicroLion 31018. Dit is een

waterdichte ionisatiekamer die hoofdzakelijk wordt gebruikt in een waterfantoom.

Onderstaande figuren vertonen twee langsdoorsneden van de kamer. Op de linker afbeelding een

doorsnede van de locatie van het sensitief volume. Rechts een dwarsdoorsnede met alle

kamermaten. De afmetingen van de PTW MicroLion ionisatiekamer worden in mm uitgedrukt.

Figuur 2: Langsdoorsnede actief volume (links); Specifieke afmetingen PTW Microlion (rechts);Technische fiche [1]

De figuur toont aan dat het sensitief volume zich net onder het bovenste oppervlak van de detector

bevindt. Dit kan een belangrijke invloed hebben op de hoekafhankelijkheid van de vloeistofgevulde

ionisatiekamer, wat verder in deze thesis zal onderzocht worden.

12

Om de PTW MicroLion ionisatiekamer te laten werken moet er een voldoende hoge spanning

worden aangelegd. Hiervoor wordt gebruik gemaakt van een HV-voeding die spanningen tot 950V

genereert. De HV-voeding kan alleen samen met elektrometers worden gebruikt die beschikken over

een extern kanaal die het aanleggen van grotere spanningen toelaat. De aan te leggen nominale

spanning voor de microLion bedraagt 800V en is hiermee dubbel zo groot als die van vele gasgevulde

detectoren. Deze hogere nominale spanning is nodig om de hele lage driftsnelheden die heersen in

vloeistoffen te vermijden, daar ladingen in vloeistof meer worden geremd dan in lucht (Wickman et

al.1992 [13]). Dit belangrijk effect van ionenrecombinatie wordt onderzocht en besproken in

hoofdstuk 3.

Figuur 3: Externe PTW HV-voeding

Onderstaande tabel die ook terug te vinden is in de technische fiche vertoont enkele belangrijke data

van verschillende parameters met betrekking tot de PTW MicroLion ionisatiekamer.

Parameters Data

Kamervolume 0,0017 cm³

Meet referentiepunt 0,975 mm gelegen onder het ingangsoppervlak

Buitendiameter 1,1958 cm

Lengte 3,935 cm

Diameter sensitief volume 2,5 mm

Dikte sensitief volume 0,35 mm

Spanning Grenzen: 400-1000V Nominaal: 800V

Lek ≤ ± 1 pA (20° C)

Polariteitseffect < 1%

Aanbevolen veldgrootte 1x1 cm² tot 20x20 cm²

Tabel 1: Data parameters PTW microlion ionisatiekamer (technische fiche PTW Microlion 31018)

Hieruit blijkt dat de kamer zowel voor kleine als grote veldgroottes kan worden gehanteerd. De

technische fiche beschrijft een merkbaar sterkere nauwkeurigheid voor het bestralen van kleinere

velden. Uit deze technische bevindingen blijkt dat de penumbra van stralingsbundels opgemeten

door de PTW MicroLion zowel voor kleine als grote stralingsvelden kleiner zou zijn vergeleken met de

opgemeten penumbra (van dezelfde stralingsbundels) via de PTW PinPoint 3D of PTW Semiflex

31002 (zie figuur4). Dit fenomeen is te wijten aan het groter volume effect van beide detectoren

(technische fiche PTW Microlion 31018 [1]).

13

Figuur 4: Vergelijking penumbra (PTW Semiflex , PTW PinPoint, PTW Microlion, Diode); Technische fiche[1]

Bovenstaande grafiek toont de 80%/20%-penumbra breedtes voor 6MV fotonenstralen. De

dosisprofielen werden op maximale dieptedosis (Dmax, op dus diepte 14 mm bij 6MV) en in-plane

gemeten. De keuze voor in-plane metingen ligt voor de hand daar deze (in vergelijking met cross-

plane dosisprofielen) de grootste penumbra vertonen. In het penumbra bereik werd een stapgrootte

gehanteerd van 1 mm.

Zoals verwacht en weergegeven op de grafiek, heeft de PTW Semiflex 31002 ionisatiekamer de

breedste penumbra. Dit verschijnsel is te wijten aan het grootste volume-effect in vergelijking met

alle andere detectoren. De 31016 PTW PinPoint3D heeft een kubisch volume (met lengte 2,9 mm en

diameter 2,9 mm), waardoor de oriëntatie van het volume ten opzichte van de fotonenbundel

minder invloed heeft op de breedte van de penumbra. De Microlion ionisatiekamer heeft een

volume (dikte 0,35 mm en diameter 2,5 mm) dat nog veel groter is dan die van de halfgeleider

fotondiode. Het sensitief volume is er een hele fijne schijf (met dikte 2,5pm en diameter 0,5mm). In

deze thesis (zie hoofdstuk 3) worden verschillende gelijkaardige in-plane dosisprofielen opgemeten

om dit resultaat te verifiëren.

1.5 Opbouw en materiaal PTW MicroLion (benadering)

De PTW MicroLion ionisatiekamer is qua opbouw sterk te vergelijken met die van een gasgevulde

detector. Enig groot verschil is dat alle componenten (net als het kamervolume) er nog veel kleiner

zijn. De exact gebruikte componenten voor de opbouw van de ionisatiekamer zijn zowel in de

technische fiche als in verschillende gerelateerde papers van de PTW MicroLion ionisatiekamer niet

terug te vinden. Dit maakt het niet evident om verschillende eigenschappen te bespreken.

In A Liquid Ionization Chamber with High Spatial Resolution (Wickman et al. 1974b [15]) wordt een

eerste studie gedaan naar vloeistof gevulde ionisatiekamers. De bestudeerde kamer is een kleine

benadering van de te onderzoeken PTW Microlion ionisatiekamer en zal daarom even kort worden

besproken.

De ionisatiekamer is gevuld met detectiemedium 2,2,4-trimethylpentaan. Het sensitief volume is

bovendien ook een rechte cilinder met hoogte 0,28 mm en straal 1,5mm. Indien zoals in dit geval een

diëlektrische vloeistof wordt gebruikt om het gas (aanwezig in een gasgevulde ionisatiekamer) te

14

vervangen, zal de beschikbare ionisatiestroom ongeveer een paar honderd keer groter zijn,

afhankelijk van de veldsterkte en de gekozen vloeistof. Om ongeveer eenzelfde gevoeligheid als een

luchtgevulde ionisatiekamer (met sensitief volume 0,6 cm³) te verkrijgen moet op de kamer bijna

900V spanning worden aangelegd (technische fiche PTW MicroLion). De detector is in het bijzonder

geconstrueerd voor het meten van de geabsorbeerde build-up dosis en het bepalen van de

dosimetrie in de buurt van inhomogeniteiten.

De meest materiaalonderdelen, van de eerste type ontworpen vloeistofgevulde ionisatiekamers, zijn

opgebouwd uit styreen copolymeer (zogenaamd Rexolite). Dit materiaal bestaat voornamelijk uit

polystyreen en divinylbenzeen. Het polymeer bezit uitstekende diëlektrische eigenschappen met een

extreem lage verliesfactor. Deze lage verliesfactor wil zeggen dat er een superieure bestendigheid is

tegen ioniserende straling, waardoor de invloed van deze straling perfect kan worden ingeschat en

weergegeven.

Een halfdoorlatende beryllium laag werd (via verdamping en verlijming met epoxyhars) aan het

isolatiemateriaal aangebracht om zo een goed functionerende centrale elektrode, guard elektrode en

hoogspanningselektroden te verkrijgen. De massa van de centrale elektrode en de isolator tussen

deze elektrode en de guard elektrode worden zo klein mogelijk gemaakt om zo de ladingsdepositie

van de bundel te minimaliseren. Aan de centrale en guard elektrode wordt een triaxiale kabel

bevestigd voor uitlezing van de gecollecteerde ladingen. Deze kabels worden geïsoleerd met behulp

van Teflon (beter gekend als polytetrafluoretheen of PTFE) om zo het verlies in signaal sterk te

reduceren. De "front window" met hoge spanningselektrode wordt zo dun mogelijk gemaakt om op

die manier bij kleine fantoom diepten build-up metingen mogelijk te maken. Onderstaande figuur

vertoont een volledige doorsnede met alle gebruikte materialen van de kamer.

Figuur 5: Dwarsdoorsnede vloeistof gevulde ionisatiekamer [Wickman et al. 1974b]

Zoals de doorsnede laat zien is deze primaire vloeistofgevulde kamer qua structuur en opbouw

volledig verschillend met die van de geëvolueerde MicroLion, toch is het principe van beide kamers

sterk parallel lopend.

15

Hoofdstuk 2 Speciale voorwaarden en kleine veld dosimetrie

Nauwkeurige dosimetrie is een belangrijk onderdeel van de kwaliteitszorg bij een

radiotherapeutische behandeling. Gegevens van dosimetrische parameters zijn nodig om de dosissen

te moduleren en berekenen in het treatment planning systeem. De meest gebruikte detectoren zijn

ionisatiekamers, maar ook diodes, radiografische films of thermoluminescente detectoren. Zoals

reeds aangegeven wordt bij IMRT veelal gebruik gemaakt van kleine velden. Kleine velden dosimetrie

vormt al jaren een grote uitdaging voor de medische fysici. De kleine velden en de overeenkomstige

hoge dosisgradiënten in de penumbra zorgen ervoor dat dosismetingen complex zijn en de

resultaten onnauwkeurig of op zijn minst voor discussie, interpretatie vatbaar.

2.1 Definiëren van een klein stralingsveld

Het is moeilijk en vaak subjectief een definitie te geven wat precies een klein stralingsveld voor

stralingsdosimetrie is. Er is hierover geen gelijk verdeelde visie of mening onder de stralingsfysici.

Gewoonlijk wordt een veld kleiner dan 3x3 cm², waarbij het laterale bereik van de stralingsdeeltjes

groter is dan de veldgrootte aanzien als een klein stralingsveld (Das et al. 2008 [16]). Uit literatuur

blijkt dat een wetenschappelijke benadering nodig is om criteria te bepalen waaraan een klein veld

moet voldoen op basis van de stralingsbundel en de dichtheid van het medium aanwezig in het actief

volume. De belangrijkste evenwichtsfactoren die bepalen of een stralingsveld mag aanzien worden

als klein of niet zijn de volgende:

- de grootte van de bundel (brongrootte)

- het elektronenbereik in het bestraalde medium

- de grootte van de detector

De drie evenwichtsfactoren spelen een grote rol en hebben een grote invloed bij het bestralen van

kleine velden. Vandaar dat deze hieronder iets uitvoeriger worden besproken.

2.1.1 Effect van de brongrootte

De instellingen voor het verkrijgen van zeer kleine velden zorgen vaak voor gedeeltelijke blokkering

van de stralingsbundel van de bron (heeft zo een eindige grootte). Vele factoren zullen hierbij anders

zijn tegenover de instellingen van grotere velden, zoals onder andere de scattering in de

vlakheidsfilter, etc.. en resulteren hierdoor in een verlaagde outputwaarde (Das et al. 2008 [16]). De

grootte van het veld wordt sterk beïnvloed door de aanwezige secundaire collimatoren. Deze

collimatie apparatuur zorgt voor verstrooiing alsook voor een gedeeltelijke blokkering van de grootte

van de fotonenbron. Dit effect is duidelijk te zien in figuur 6 (Das et al. 2008 [16]).

De figuur vertoont dat voor kleinere velden de invloedseffecten te wijten aan secondaire collimatie

meer beïnvloed worden wanneer de leaves verschillende offset posities innemen.

16

Dit optredend fenomeen voor kleine velden is te wijten aan verscheiden aspecten (Das et al. 2008

[16]):

- de instelling van collimatoren die zorgen voor een telkens verschillende weergave van de bron

- een veranderende transmissie door de leaf tip bij verschillende posities

- het hanteren van een niet congruent licht veld

- gebruik maken van een (lateraal) elektronbereik die groter is dan de grootte van het stralingsveld

Het laatst voorgestelde belangrijk aspect wordt in volgende paragraaf besproken.

Belangrijk om op te merken is het feit dat beide grafieken veldgroottes vertonen van de orde mm².

Om zo'n kleine settings en velden te creëren wordt beroep gedaan op een mMLC (micro multi-leaf

collimator).

Figuur 6: Invloedseffecten te wijten aan secundaire collimatie (verstrooiing en gedeeltelijk blokkering van bundel) Das et al.2008

Bovenstaande grafieken (Das et al. 2008 [16]) vertonen effecten die zorgen voor een variatie in

output, te wijten aan de aanwezige secundaire collimatie Jaw instellingen (inspelend op brongrootte

en bundelgeometrie) bij veldgroottes van 6x6 mm² en 24x24 mm² (telkens vergeleken met praktisch

dubbel zo grote velden). Het instellen en verwerven van een klein stralingsveld zorgt voor het

creëren van een volledig elektronisch onevenwichtige toestand (Ding et al. 2008 [16]). Deze

onevenwichtige toestand brengt enkele belangrijke gevolgen met zich mee voor onder meer de

gebruikte detectoren, protocollen (voor bepalen van referentie dosis) alsook de verkorting van de

FWHM evaluatie voor veldgroottes (Das et al. 2008 [16]).

17

Geladen deeltjes evenwicht (CPE) is de toestand waarbij het type, het aantal, de energie en richting

van de geladen deeltjes die het sensitief volume intreden gelijk is aan het type, het aantal, de energie

en richting van de geladen deeltjes die datzelfde actief volume terug verlaten.

Voor stralingsvelden die kleiner zijn dan zekere veldgroottes is het duidelijk dat enkel een deel van de

stralingsbundel door de detector kan waargenomen worden. De output zal dan lager zijn in

vergelijking met veldgroottes waar de detector de hele bundel kan zien. Wanneer de detector niet

het volledige gebied van de bron kan zien vanuit zijn positie wordt de penumbra uitgebreid. Dit

fenomeen heeft als gevolg dat de traditionele methodes om de veldgrootte te karakteriseren, zoals

halve piek breedte FWHM (Full Width at Half Maximum, of dus de breedte van een dosisprofiel in

een spectrum op zijn halve hoogte), niet meer gelden. Bij veldgroottes die groot genoeg zijn om het

geladen deeltjes evenwicht in stand te houden en waar de detector de hele bundel ziet, is de halve

piekbreedte correct aangezien de veldgrenzen zich ongeveer op een dosisniveau van 50% bevinden

(zie figuur 7a).

Indien de veldgroottes sterk verkleinen en nog van een ongeveer zelfde grootte zijn als het bereik

van de gediffuseerde lateraal geladen deeltjes zal er een beginnende overlap en kleine fout optreden

in beide zijdelingse penumbra's (zie figuur 7b) en zorgt dit voor een sterke reductie van het

resulterende dosisprofiel.

Figuur 7c vertoont een beeld van een klein veld. Hierbij is duidelijk dat de FWHM-methode een

veldgrootte weergeeft die groter is dan de eigenlijke veldgrootte en met andere woorden niet meer

toegepast kan worden. Voor heel kleine velden zal de overlap tussen beide penumbra regio's nog

veel groter zijn en leiden tot een complete instorting van het dosisprofiel. De halfwaardebreedte

(zoals de zwarte pijlen weergeven) verandert hierbij niet. De maximale dosis aanwezig in het

isocenter is sterk afgenomen. De grote penumbra's en overschatting van de veldgrootte zorgen voor

een complexe en onnauwkeurige meting, vandaar bij deze kleine velden vaak een verkeerde

schatting van dosis geïnsinueerd wordt (Das et al.2008 [16]).

Figuur 7: Illustratie van het probleem bij kleine velden (Das et al.2007 [16])

In figuur 7 staan de blauwe lijnen voor de schaduw dosisprofielen bij geladen deeltjes evenwicht

(CPE, of dus Charged Particle Equilibrium). De rode stippellijnen in de grafiek geven de dosisprofielen

18

van het veld weer. Overeenkomstig staan de blauwe pijltjes voor de eigenlijke setting van de

veldgrootte en de rode voor de halve piek hoogte van de resulterende dosisprofielen.

2.1.2 Elektronenbereik en invloeden in het stralingsmedium

De elektronen geproduceerd door de lineaire versneller hebben een bepaald bereik. Het

elektronenbereik is belangrijk voor het elektronenevenwicht.

Elektronenevenwicht

Een elektronenevenwicht ontstaat op een bepaalde locatie in een bestraald medium wanneer de

totale energie overgedragen in een elementair volumedeeltje in de omgeving van die plaats door

secundaire elektronen geproduceerd buiten dat volumedeeltje gelijk is aan de totale energie

overgedragen buiten het volumegedeelte door secundaire elektronen geproduceerd binnen

datzelfde volume (idem CPE, Das et al. 2008 [16]).

Precisiemetingen in de penumbra zijn een uitdaging voor elke stralingsfysicus. De detector moet

voldoende klein zijn om de hierboven vermelde effecten op de dosis te vermijden. Bij kleine velden

wordt het elektronenevenwicht niet bereikt daar de veldgrootte kleiner is dan het laterale bereik van

de elektronen. Lage energie elektronen gecreëerd in het centrum van de bundel zullen het veld

verlaten waarbij dit fenomeen niet wordt gecompenseerd door elektronen die aan de rand het veld

binnentreden. Het bereik van de elektronen verkregen aan de rand is groter dan de diameter van de

bundel. Op deze manier zullen laag energetische elektronen verdwijnen uit de bundel en de

gemiddelde energie van de bundel stijgen zodat de gemeten dosis hoger is dan de eigenlijke dosis

van het veld (Das et al. 2008 [16]).

Invloed collimator, fantoom en vlakheidsfilter

De collimatorverstrooiing is het gedeelte van de dosis in het veld die bijgedragen wordt door de

elektronen die losgeslagen worden van de bundel in de kop van de lineaire versneller, ook wel

headscatter genoemd (zoals bijvoorbeeld de reeds vernoemde jaws). Verstrooiing ten gevolge van de

vlakheidsfilter heeft een grotere bijdrage dan verstrooiing ten gevolge van de collimator (Das et al.

2008 [16]). Fantoomverstrooiing is de bijdrage aan de dosis door elektronen uit het medium (dus

meestal water).

Door deze factoren gaat de output van grote velden omhoog. Hoe groter de veldgrootte, hoe groter

de hoek van de bundel in de versnellerskop, hoe meer verstrooiing van de bundel ten gevolge van de

collimator en de vlakheidsfilter. Bij een grotere veldgrootte zal niet alleen de headscatter toenemen

ook zal meer oppervlakte van het fantoom worden bestraald en zal er dus met andere woorden

meer fantoomverstrooiing zijn (Das et al. 2008 [16]).

Collimatorverstrooiing en verstrooiing ten gevolge van de vlakheidsfilter ontstaat door elektronen

die losgeslagen worden van de bundel in de bestralingskop van de lineaire versneller. In de

bestralingskop zijn jaws, meerbladige (MLC) collimatoren, vlakheidsfilter, etc. aanwezig die zorgen

19

voor dit effect. Het effect zorgt op die manier voor een verhoging in dosis op kleine diepten. Kleine

velden versterken dit effect waardoor er meer verstrooiing aanwezig is.

Kleine velden hebben als gevolg dat de verstrooiing ten gevolge van de collimator en vlakheidsfilter

groter wordt. Fantoomstrooiing daarentegen is kleiner door de kleinere veldgroottes. Om deze

effecten te limiteren worden correctiefactoren ingevoerd (Das et al. 2008 [16]).

2.1.3 Grootte van de detector

Het gebruik van kleine velden zorgt voor een uitdaging voor het berekenen van de voorgeschreven

dosis op het doelwit door de afwezigheid van het elektronenevenwicht (elektronen onevenwicht

inherent aan de kleine bundelgrootte) en de aanwezigheid van weleens hoge dosisgradiënten in de

randen van het veld. Om deze reden is de grootte van de detector een kritische factor bij kleine

velden dosimetrie. De ideale detector heeft een hoge ruimtelijke resolutie en een dosisrespons

onafhankelijk van de bundelgrootte, veldgrootte en fluentie om op die manier elektronen

onevenwicht (vaak ook door de aanwezigheid van de detector) te vermijden.

De detector moet klein genoeg zijn zodat de resultaten niet beïnvloed worden door de dosisgradiënt.

In het centraal gedeelte van de smalle stralingsbundel is er een klein gebied waar een uniforme dosis

aanwezig is, buiten dit gebied valt de dosis snel naar nul. Door dit fenomeen is een kleine detector

nodig om op een nauwkeurige manier de output factoren en bundelprofielen op te meten. Een

optimale detector grootte is kleiner dan de helft van de veldgrootte (MC Kerracher et al. 1999 [17]).

2.1.4 Positionering van de detector

Verder speelt ook de positionering van de detector een belangrijke rol. De juiste positionering van de

detector is steeds belangrijker naarmate het veld kleiner wordt. Indien de detector niet perfect

gepositioneerd wordt (nog voor het stralingstoestel in gebruik te nemen) ontstaat er een kleine

verschuiving in de dosisverdeling met als gevolg dat er fouten ontstaan in de dosisberekening van het

treatment planning systeem (TPS).

2.1.5 Onzekerheid

Bij het uitvoeren van kleine veld metingen treedt altijd een welbepaalde onzekerheid op. De

onzekerheid op smalle bundels is veel groter dan bij een meting met een standaard bundel. Door de

verschillende bovenvermelde effecten wordt interpolatie toegepast op de metingen van kleine

velden. De literatuur over kleine velden dosimetrie is beperkt, echter is er de laatste jaren steeds

meer interesse is voor dit probleem. Voor een standaardbundel worden bij relatieve metingen geen

correctiefactoren gebruikt. Maar voor de berekening bij kleine velden is dit essentieel.

Er is reeds onderzoek gedaan naar de correctiefactoren, maar de resultaten hebben een onzekerheid

van meer dan 5% (Das et al. 2008 [16]). Monte Carlo simulaties worden vaak gebruikt om de dosis in

kleine velden te berekenen, maar hiervoor is een zeer accuraat model nodig van de stralingskop van

de lineaire versneller.

20

2.2 Luchtgevulde ionisatiekamers

In luchtgevulde ionisatiekamers, waar ioniserende straling optreedt, worden verschillende ionparen

gegenereerd in het gasvolume. De aangelegde (bias)spanning zorgt ervoor dat aanwezige

ladingsdeeltjes kunnen worden gecollecteerd aan de collectorelektrode. Toepassen van

ionisatiekamers voor absolute dosimetrie vraagt gebruik van radiotherapeutische protocollen. De

voornaamst gebruikte in Europa zijn de NCS18, IAEA TRS-398 en AAPM TG-51 (P. Andreo et al 2006

[18]). Alle drie definiëren ze verschillende referentie instellingen (standaardvoorwaarden en

begincondities) voor zowel kalibratie als referentiemetingen. Referentie (absolute) dosimetrie is

gebaseerd op referentie metingen die worden uitgevoerd met een gekalibreerde ionisatiekamer

onder standaard voorwaarden (referentie condities genoemd in de protocollen).

De normale standaard condities voor eerder genoemde protocollen zijn voor vele verschillende

lineaire versnellers en oudere 60Co bestralingstoestellen identiek. De standaard instelling is gekend

als het plaatsen van de ionisatiekamer op een diepte van 10 cm onder het wateroppervlak voor een

10 x 10 cm² veld met een bron oppervlak afstand, beter gekend als SSD (Source to Surface Distance),

van 100 cm (P. Andreo et al 2006 [18]). Vaak wordt in de literatuur ook de term bron-kamer afstand

(SCD, Source to Chamber Distance) gebruikt, wat de SSD met de diepte betekent.

De daarnet reeds opgenoemde dosimetrie protocollen zijn gebaseerd op de zogenaamde "cavity"

theorie.

Indien de theorie wil worden toegepast moet er aan twee belangrijke voorwaarden worden voldaan.

Een eerst belangrijk aspect is de grootte van de kamercaviteit. De grootte moet kleiner zijn dan het

bereik die de geladen deeltjes hebben van het oorspronkelijke medium. De tweede voorwaarde

vertelt dat er geen perturbatie (of verstoord signaal) aanwezig is in de caviteit. De geleverde dosis

verkregen via de geladen energetische bundels wordt bepaald door het converteren van de stopping

power ratio's van het gehanteerde medium naar lucht Sw,air (protocol IAEA TRS-398).

Uit verscheidene studies is geweten dat deze protocol criteria voor kleine veld dosimetrie niet meer

geldig zijn (P. Andreo et al 2006 [18]). De aanwezigheid van de ionisatiekamer zelf kan al zorgen voor

een groter elektronisch onevenwicht die dan op zijn beurt verder aanleiding heeft tot complexe

storing op fluentie en gradiënt correcties.

De uitvoering van standaard referentie dosimetrie gebeurt (bijvoorbeeld volgens IAEA TRS-398) voor

het bepalen van de algemene geabsorbeerde dosis (Dw,Q). De dosis wordt uitgelezen onder referentie

toestand met behulp van een gekalibreerde dosimeter en is er sterk afhankelijk van de veldgrootte,

die kamerdiepte en de kwaliteit van de straalbundel (Q).

Elke ionisatiekamer heeft een zekere geabsorbeerde dosis-water kalibratiefactor (ND,w,Q0) die geldig is

bij standaard referentie instellingen. De kalibratiefactor wordt bepaald in een standaard lab. Hierbij

wordt rekening gehouden met de kwaliteit van de geabsorbeerde (dosis-water) referentiebundel. De

bundel in referentie toestand en bij standaardomstandigheden (d.w.z. rekening houdend met

relatieve vochtigheid, druk en temperatuur) heeft een initiële referentie bundel kwaliteit (Q0) van

een 60Co bundel.

21

2.2.1 Referentie omstandigheden

In referentie omstandigheden wordt de kwaliteit van de bundelstraal verkregen door de bundel

correctiefactor kQ,Q0. Deze correctiefactor heeft een grote invloed op de absolute dosis en wordt

verworven door referentie laboratoria of kan worden afgeleid uit het ND,air formalisme door gebruik

te maken van de stopping power ratio's Sw,air via de Spencer-Attix cavity theorie (Alfonso et al. 2008

[2]).

De geabsorbeerde dosis Dw,Q voor een zekere referentie diepte in water wordt hierbij als volgt

berekend:

Dw,Q= Mcorr,Q ND,w,Q0 kQ,Q0 [Gy] (Alfonso et al. 2008 [2])

met hierbij: - Mcorr,Q = de gecorrigeerde relatieve ladingsuitlezing van de elektrometer

- ND,w,Q0 = kalibratie coëfficiënt voor absolute dosis in water voor een welbepaalde

referentie bundelkwaliteit Q0

- kQ,Q0 = correctiefactor voor verschil tussen bundelkwaliteit Q en referentie

bundelkwaliteit Q0

De laatst genoemde term kan worden verkregen door het quotiënt te gaan nemen tussen de

kalibratie coëfficiënten van beide bundels, met andere woorden:

(Alfonso et al. 2008 [2])

Verder kan kQ,Q0 ook bepaald worden aan de hand van uitgevoerde directe metingen naar de

kwaliteit van de straalbundel tegenover de initiële referentie bundelkwaliteit. Niet alle standaard

laboratoria kunnen deze metingen uitvoeren vandaar gebruik wordt gemaakt van het ND,air

formalisme.

De bundel correctiefactor (tussen stralingsbundel Q en referentie bundel Q0) wordt dan berekend

volgens:

=

(Alfonso et al. 2008 [2])

22

2.2.2 Niet referentie omstandigheden en effect op de ionisatiekamer

In de praktijk wordt dosimetrie voor niet referentie omstandigheden uitgevoerd door een

vergelijking te maken met absolute dosis onder referentie omstandigheden (Alfonso et al. 2008 [2])

met aanname van constante correctiefactoren (zie verder bij dosimetrische werking).

Zoals reeds vermeld kan voor metingen onder niet referentie omstandigheden de aanwezigheid van

de ionisatiekamer zelf al zorgen voor een elektronisch onevenwicht en een kleine verandering in het

spectrum teweegbrengen. Dit effect (dat vooral voor storing zorgt op het sensitief volume van de

detector) heeft een invloed op elke correctiefactor. Onder deze omstandigheden zal de Spencer-Attix

theorie verder ook niet meer geldig en van toepassing zijn aangezien niet meer voldaan is aan de

gestelde voorwaarden.

De belangrijkste effecten waarmee een ionisatiekamer te kampen krijgt worden in volgende

paragrafen kort besproken en hebben een grote invloed op de respons van de detector.

2.2.2.1 De penumbra verbreding

Het effect van penumbra verbreding is op te splitsen in twee belangrijke delen.

Een eerste is het geometrisch uitgemiddelde volume effect. Dit fenomeen is te wijten aan de

afmetingen van de ionisatiekamers. Omwille van de afmetingen gebeurt er een volumetrische

uitmiddeling van het dosisprofiel. De uitmiddeling is zichtbaar in het bekomen dosisprofiel en zorgt

zo vaak voor het aangeven van brede penumbra's terwijl deze er feitelijk niet aanwezig zijn.

Een tweede belangrijk aspect hierbij is ook het volume effect van de lucht caviteit in de kamer.

Elektronen die zich in lucht verplaatsen hebben een groter bereik. Hierdoor zullen secundaire

elektronen een grotere afstand afleggen in de lucht caviteiten en zal er penumbrale verbreding

optreden.

2.2.2.2 Het effect van overrespons bij laag energetische comptonverstrooiing

Een ionisatiekamer is heel gevoelig voor het registreren van overrespons bij laag energetische

comptonverstrooiing. Het effect van overrespons wordt verkregen door foto-elektrische interacties

(heersend bij lage compton verstrooiing) met de centrale elektrode. De uitgelezen dosis kan zo sterk

beïnvloed worden door de bijdrage van laag energetische comptonverstrooiing. De ionisatiekamer

zal een overrespons detecteren bij toenemende veldgrootte en diepte te wijten aan de relatief meer

belangrijke bijdrage van lage energetische verstrooiing.

23

2.2.2.3 Invloed van ionen recombinatie

Een belangrijk vaak voorkomend effect dat optreedt bij veel type ionisatiekamers is

ionenrecombinatie. Het doet zich vaak voor wanneer een te lage polarisatiespanning aan de

ionisatiekamer wordt aangelegd of als de dosis per puls te groot is (technische fiche Elekta Services

[19]). Lineaire versnellers van het type Elekta Synergy (zoals gebruikt wordt in UZ Gent) corrigeren de

dosis per puls via het ingebouwde puls herhalende frequentie systeem. Er zijn twee soorten

ionenrecombinatie, namelijk initiële en volumetrische recombinatie. Indien zowel initiële alsook

volumetrische recombinatie wil worden tegengehouden moeten beide aspecten in gedachte

genomen worden.

Initiële recombinatie effecten hebben te maken met de vorming van ionenparen langs de baan van

een ioniserend deeltje (onafhankelijk van dosistempo).

Volumetrische recombinatie effecten zijn te wijten aan recombinerende ionen die verschillende banen beschrijven en afhankelijk zijn van de ionendichtheid met continue stralingsdosis (Gutiérrez et al. 2008 [20]).

Ten gevolge van de recombinatie van ionen kunnen minder ladingen worden gecollecteerd in het

sensitief volume van de ionisatiekamer. Verschillende protocollen bieden een mogelijke oplossing

om dit effect in rekening te brengen via het berekenen van een saturatie correctie factor.

2.2.2.4 Volume invloed

Indien metingen worden uitgevoerd voor kleine stralingsvelden kunnen de output factoren hierbij

lager liggen, zoals reeds vermeld (bij de penumbra) een direct gevolg van het sensitief volume van de

kamer. Het effect is zowel afhankelijk van de grootte van de ionisatiekamer als de grootte van het

dosis profiel (Gutiérrez et al.2008 [20]). Empirisch kan het effect verder ook bepaald worden aan de

hand van relatieve dosismetingen waarbij de outputfactoren worden vergeleken met die van de

referentie standaard opstelling (SSD=90 cm; Diepte=10 cm; veldgrootte= 10x10 cm²).

2.2.2.5 Invloed van kabels en connectoren

Het kabel effect: een belangrijk vaak over het hoofd gezien aspect tijdens het uitvoeren van

stralingsmetingen is de invloed van omringende apparatuur en elektrische bedrading. Elektrische

snoeren die zich op korte afstand van de stralingsbundels bevinden kunnen zorgen voor een foutieve

uitlezing van dosis. De afwijking tegenover de werkelijk aanwezige centrale dosis kan praktisch tot

3% oplopen (theoretisch nog meer). Het effect treedt ongeveer evenredig op met de grootte van het

stralingsveld en de tijd dat de kabels/snoeren zich in het veld bevinden. Hoe groter het veld en langer

de apparatuur er in het stralingsveld aanwezig is, hoe groter de invloed van het effect.

De aanwezigheid en invloed van deze effecten tonen nog maar eens dat standaard protocollen en

formalismen niet altijd geldig zijn voor kleine veld dosimetrie.

24

2.2.3 Dosimetrische werking

Een ionisatiekamer bevat een actief sensitief volume dat zich normalerwijze op een kleine afstand

van het bovenoppervlak van de detector bevindt. Binnenin het sensitief volume is er een niet

geleidend materiaal aanwezig. De meest voorkomende substantie die wordt gehanteerd is uiteraard

lucht, vandaar de benaming luchtgevulde ionisatiekamers. In deze thesis wordt er vooral onderzoek

gedaan naar de dosimetrische impact van een vloeistofgevulde ionisatiekamer, namelijk de

microLion. De detector hanteert zoals reeds aangehaald een benzeenderivaat van iso-octaan

vloeistof. Het niet geleidende materiaal bevindt zich tussen twee elektrodes waarover een

welbepaalde polarisatiespanning zal worden aangebracht. Wanneer een lineaire versneller

ioniserende straling produceert, worden er elektronen en ionen gecreëerd in het actief sensitief

volume. Door aanleggen van het elektrische veld kunnen de gecreëerde ladingsdragers worden

gecollecteerd. Met behulp van een elektrometer wordt de resulterende stroom (die een maat is voor

het dosistempo) gemeten. De grootte van de stroom hangt onder andere af van het actieve volume,

het vulmedium, de grootte van het elektrische veld en de aangelegde spanning. In figuur 8 (Kron et

al. 1999 [21]) worden het aantal gecollecteerde ionen weergegeven in functie van de verschillende

aangelegde spanningen. De meting werd uitgevoerd op een cilindrische ionisatiekamer met een

sensitief volume van 1 cm³ (Kron et al. 1999 [21]).

Figuur 8: Het aantal ionen dat gecollecteerd wordt als functie van de aangelegde spanning voor een cilindrische ionisatiekamer met een actief volume van 1 cm

3 (Kron et al. 1999)

De ladingsdragers versnellen evenredig met de grootte van het elektrisch veld en dus met de grootte

van de aangelegde spanning. Zo vermindert de tijd nodig voor het verzamelen van de ladingsdragers

op de collectorelektrode met een stijging in aangelegde spanning. Indien kleine

25

polarisatiespanningen aan ionisatiekamers worden aangelegd recombineren het grootste deel van de

elektronen en ionen alvorens die de centrale elektrode bereiken. Een groot onderscheid dient hierbij

gemaakt te worden tussen gasgevulde en vloeistofgevulde detectoren aangezien ladingen gemeten

in lucht veel minder worden tegengehouden vergeleken met vloeistof gevulde media. Vandaar bij

vloeistof gevulde detectoren een hogere nominale spanning gehanteerd wordt om over een

voldoende grote ladingscollectie te beschikken. Dit fenomeen wordt nagegaan in hoofdstuk 3:

materialen en methoden.

Op luchtgevulde ionisatiekamers mag een veel lagere polarisatiespanning (grootorde de helft)

worden aangelegd vergeleken met vloeistofgevulde detectoren. De geproduceerde ladingsdragers in

lucht worden bij lagere nominale spanning gecollecteerd door de centrale elektrode. Op figuur 8

wordt dit detectorbereik duidelijk weergegeven. In het aangeduide gebied is te zien dat de

gecollecteerde stroom bijna onafhankelijk is van de aangelegde spanning, waardoor dit praktisch

(stabielere) domein gebruikt wordt voor dosimetrie met ionisatiekamers (Kron et al. 1999 [21]).

Indien hoge spanningen op ionisatiekamers worden aangelegd kunnen ionen een voldoende grote

energie krijgen om secundaire ionisaties te veroorzaken in het elektrische veld. Dit effect geeft

aanleiding tot een vermenigvuldiging van ladingsdragers en is duidelijk waar te nemen in figuur 8. De

grootte van de effecten, waar te nemen in de figuur zijn sterk afhankelijk van de soort

ionisatiekamer. Elke ionisatiekamer heeft namelijk een verschillende geometrie, verschillend

detectorvolume, andere soorten gebruikt materiaal, etc...

De meeste metingen met ionisatiekamers worden in de radiotherapie uitgevoerd met behulp van

een waterfantoom onder Bragg-Gray caviteitscondities. De voorwaarde stelt dat de ionisatiekamer

voldoende klein moet zijn om geen significante verstoring van het stralingsveld te creëren.

Bij indirect ioniserende straling wordt verondersteld dat alle elektronen die ionisaties veroorzaken

afkomstig zijn van fotoneninteracties in het omliggend fantoom. Hierbij wordt de elektronenfluentie

en de spectrale distributie van de elektronen niet gewijzigd door de aanwezigheid van de caviteit. Zo

moet er alleen rekening worden gehouden met de verhoudingen van het stoppende vermogen in

lucht en water. Een bijkomende voorwaarde is dat de padlengte van de elektronen voldoende groot

moet zijn, vandaar is de Bragg-Gray theorie alleen toepasbaar bij energetische fotonenbundels vanaf

300 keV.

In water wordt de lokale dosis theoretisch bepaald, rekening houdend met alle correctiefactoren

inwerkend op de ionisatiekamer, aan de hand van volgende formule en parameters (uit protocol TRS-

398) :

[Gy]

hierbij is:

dosis in de lucht van het actief volume en bestaat verder uit:

gemiddelde energie nodig voor het produceren van een ionenpaar in droge lucht [J]

verkregen gecollecteerde lading [C]

absolute ladingswaarde van een elektron [C]

actief sensitief volume van de ionisatiekamer [cm³]

densiteit van de lucht aanwezig in sensitief volume [kg/cm³]

26

verhouding van het gemiddeld stoppend vermogen in water tot het gemiddeld stoppend

vermogen in lucht

C zijn de correctiefactoren met: correctie voor het polariteitseffect

correctie voor de niet waterequivalente kamerwand

correctie tegen ionenrecombinatie

correctie tegen shift van effectief centrum

correctie voor centrale elektrode effect

correctie voor temperatuur en druk

Zoals bovenstaande formule doet blijken moeten voor het berekenen van de lokale dosis heel wat

correctiefactoren in rekening worden gebracht. Het merendeel van deze factoren zijn

energieafhankelijk.

Correctie voor polariteit en ionensaturatie kan worden bepaald aan de hand van experimentele

metingen. In hoofdstuk 3 zal dit uitvoerig worden besproken voor de vloeistofgevulde microLion. De

overige correctiefactoren ( centrale elektrode effect, shift tussen effectief meetpunt en het isocenter

van de ionisatiekamer en de niet waterequivalente kamerwand) worden bepaald aan de hand van

berekeningen. Daarnaast moet men ook rekening houden met de temperatuurs- en

drukafhankelijkheid van de luchtdensiteit op het tijdstip van meting. De invloed moet vooral in

gedachte genomen worden wanneer metingen worden uitgevoerd op aanzienlijke hoogtes. Een

laatste vaak vergeten correctiefactor die ook invloed kan hebben op de uitlezing van een lokale dosis

is de vochtigheidscorrectie. De factor wordt vaak achterwege gelaten omwille de invloed pas in

rekening moet worden gebracht wanneer een relatieve vochtigheidsgraad van 70% wordt

overschreden (protocol IAEA [22]).

In de klinische stralingsfysica is het sensitief actief volume van een ionisatiekamer enorm van belang

voor dosimetrie. Het volume dient hierbij zo nauwkeurig mogelijk te worden bepaald. In de praktijk

gebeurt zoals reeds kort vermeld de kalibratie van de kamer in een standaard laboratorium voor

klinische dosimetrie. Hierbij maakt men gebruik van een isotope 60Co -stralingsbundel. De kalibratie

van de ionisatiekamers gebeuren in termen van bepaling van de dosis in water of in termen van air

kerma. Beide methoden hanteren verscheidene protocollen die alle parameters in rekening brengen

aan de hand van correctiefactoren en zo een duidelijke beschrijving meedelen hoe precies de globale

geabsorbeerde dosis bepaald kan worden. Deze thesis zal zich uiteraard vooral beperken tot het

bepalen van relatieve dosissen aangezien verondersteld kan worden dat alle correctiefactoren en

voor klinische fotonenbundels onafhankelijk zijn van de locatie in het waterfantoom. Zo kan bij

relatieve dosismetingen de verhouding van de dosissen gelijk worden gesteld aan de verhouding van

ongecorrigeerde ionisatiekamer uitlezingen.

27

2.2.4 Eigenschappen van ionisatiekamers

Ionisatiekamers worden over het algemeen gekarakteriseerd door kalibratie en de daarbij horende

hoge precisie. Universeel kan gesteld worden dat wanneer het actief volume van de kamer steeds

kleiner wordt de respons van de kamer telkens meer en meer afneemt (Das et al. 2008 [16]).

Uit verscheidene literatuurstudies blijkt dit te kloppen wanneer een vergelijking wordt gemaakt

tussen de PTW Farmer ionisatiekamer, de PTW SEMIFLEX met sensitief volume van 0,125cm³ en de

PTW PinPoint ionisatiekamer. De hierbij horende responsen zijn gemiddeld ongeveer in zelfde

dalende aard (2.10-8 C/Gy; 3.10-9 C/Gy; 5.10-10 C/Gy) waarbij uiteraard ook de verhouding van signaal

en perturbatie afnemen (zie PTW fiche Small Field Dosimetry). Indien voldoende grote dosissen

worden uitgelezen is er praktisch geen significant verschil in procentuele standaarddeviatie waar te

nemen bij drie bovenstaande vermelde ionisatiekamers. Dosissen van enkele tientallen centigray's

[cGy] zullen voor alle drie de kamers slechts een procentuele standaarddeviatie op de metingen

geven kleiner dan 0,1%. De fluctuaties kunnen afkomstig zijn van de gebruikte elektrometer of

detector alsook van de lineaire versneller (PTW fiche Small Field Dosimetry).

Voor heel lage dosissen is gebleken uit reeds uitgevoerd onderzoek dat de standaarddeviatie wel

kamerafhankelijk is. Bij een dosis van bijna 1cGy fluctueerde de standaarddeviatie tussen de PTW

Farmer, PTW Semiflex en PTW PinPoint ionisatiekamers er met bijna 1% (PTW fiche Small Field

Dosimetry). Indien een kleiner aantal MUs wordt gehanteerd zal de standaardafwijking groter

worden door invloed van de lineaire versneller.

In voorgaande paragraaf wordt de vlakke energie respons bij ionisatiekamers voor megavoltage

fotonenbundels duidelijk weergegeven. Het werkingsgebied voor elke ionisatiekamer is verschillend

en net daarom heel interessant. Zo is gebleken dat bijvoorbeeld de PinPoint ionisatiekamer

overgevoelig is voor laagenergetische fotonen door foto-elektrische interacties in de centrale staal

elektrode (Martens et al. 2000 [12]). Hierbij heerst een toename van respons met de diepte en

veldgrootte. Dit effect is te wijten aan de toename van de hoeveelheid laagenergetische compton

verstrooide fotonen en neemt af in grootte indien de bundelkwaliteit toeneemt. De respons voor

eenzelfde fotonenbundel is voor een groot veld tot 7% groter in vergelijking met een klein

stralingsveld. Idem is er een stijging in respons met de toenemende diepte waar de detector zich

bevindt. Uit deze bevindingen kan geconcludeerd worden dat de PinPoint ionisatiekamer sterk

aanbevolen wordt voor het bestralen van kleine velden. Een bijkomstig aspect hierbij is dat bij grote

velden een belangrijk deel van de dosis in de staarten van profielen afkomstig is van compton

verstrooide fotonen, terwijl bij kleine stralingsvelden de dosis in de staarten eerder afkomstig zijn

van transmissie door de collimatoren (Martens et al. 2000 [12]). Om duidelijk vergelijkende studies

uit te voeren (voor ionisatiekamers best werkend in kleine stralingsvelden) wordt daarom in plaats

van het vastgelegd standaard 10x10 cm² veld een referentieveld gehanteerd van 5x5 cm² (zo is er

geen overrespons aanwezig).

De meeste ionisatiekamers zijn door hun betrekkelijk groot actief volume niet ideaal om metingen te

verrichten in zeer kleine velden of regio's met scherpe dosisgradiënten. Dit houdt uiteraard verband

met de eerder besproken effecten van een ionisatiekamer, zoals de invloed van de volumetrische

uitmiddeling en de niet waterequivalentie van een luchtgevulde ionisatiekamer. Er treedt een

verbreding van gemeten penumbra's op, aangezien het padlengte van elektronen in lucht groter is

28

dan die in water, door combinatie van beide effecten. Hierbij is het duidelijk van belang deze

effecten zo klein mogelijk te houden.

Een belangrijk aspect is de oriëntatie van de ionisatiekamer. In meeste onderzoeken worden de

detectorkamers meestal zo gepositioneerd dat de ruimtelijke resolutie maximaal is in de scanrichting

voor profiel metingen en in de richting van de kleinste veldafmeting voor output factor metingen

(Das et al. 2008 [16]). Alle uitgevoerde metingen in deze thesis maken gebruik van cilindrische

ionisatiekamers. Hierdoor zijn twee kameroriëntaties mogelijk. Een eerste mogelijkheid is de as van

de ionisatiekamer parallel aan de as van de fotonenbundel te plaatsen, dit heet coaxiale oriëntatie.

De tweede heet niet-coaxiaal georiënteerd waarbij de as van de ionisatiekamer zich loodrecht op de

as van de fotonenbundel bevindt. Er wordt gekozen om de coaxiale oriëntatie te gaan hanteren

aangezien de vloeistofgevulde Microlion enkel volgens vaste conventie op die manier kan

gepositioneerd worden en zo een eenduidige vergelijking kan worden opgesteld tegenover andere

detectoren.

Uit voorgaande paragrafen blijkt dat kleine velden dosimetrie helemaal niet evident is. De

belangrijkste benaderingen die strikt moeten worden gevolgd zijn de volgende:

- gebruik maken van een gepaste ionisatiekamer (eventueel micro-ionisatiekamer)

- opletten met de aan te leggen aanbevolen nominale spanning

- in rekening brengen van eventueel polarisatie/recombinatie effecten (minimaliseren)

- opletten met de kwaliteit en locatie van de kabels en connectoren

Tenslotte kan gesteld worden dat outputmetingen bij kleine velden dosimetrie nooit zomaar

blindelings mag vertrouwd worden. Ter controle worden hierdoor vaak metingen in verschillende

referentierichtingen (in plane/cross plane) uitgevoerd of wordt er bijvoorbeeld een grotere SSD

gebruikt.

2.2.5 Bespreking van de gebruikte gasgevulde ionisatiekamers

In volgende paragrafen worden drie gasgevulde ionisatiekamers besproken. Het gaat om de PTW

Farmer 30010, de PTW PinPoint 3D 31014 en de PTW SEMIFLEX 31010. Alle drie de ionisatiekamers

worden gebruikt als referentiekamers tegenover de vloeistofgevulde PTW MicroLion ionisatiekamer

voor verschillende uitgevoerde metingen.

2.2.5.1 De PTW Farmer 30010 ionisatiekamer

Farmer cilindrische ionisatiekamers (zie onderstaande figuur 10) met een geventileerd gevoelig actief

volume van 0,6 cm³ worden beschouwd als een standaard referentie voor absolute dosimetrie in de

klinische radiotherapie. Indien de gasgevulde ionisatiekamer wordt gebruikt als referentie, dient deze

eerst te worden gekalibreerd in een standaard lab. Op die manier wordt een kalibratie certificaat

(met bijhorende correctiefactoren) voor kalibratie in geabsorbeerde dosis water of lucht kerma

meegegeven met elke kamer.

Vanwege het grote sensitieve meetvolume van deze kamers, zijn Farmer ionisatiekamers ongeschikt

voor kleine veld dosimetrie, maar geschikt als referentie voor andere detectoren door hun vlakke

29

energie respons. Er bestaan verschillende types Farmer ionisatiekamers waarbij deze niet altijd

waterdicht zijn.

Figuur 9: Illustratie van de waterdichte PTW Farmer ionisatiekamer [56]

In het hoofdstuk metingen en evaluatie wordt de waterdichte PTW 30010 Farmer ionisatiekamer

gebruikt als referentiekamer om het polarisatie/recombinatie effect en output metingen te gaan

vergelijken met de vloeistofgevulde PTW MicroLion ionisatiekamer.

Type 30010 is een standaard ionisatiekamer waarbij de wand bestaat uit grafiet met daarop een

beschermende acryllaag en de elektrode uit aluminium vervaardigd is. Het nominale foton energie

bereik bevindt zich tussen de 30kV en 50MV. Metingen uitgevoerd met een PTW Farmer

ionisatiekamer vereisen vaak een correctie voor de densiteit van de lucht daar deze een belangrijke

invloed kan hebben op de actuele dosis aanwezig in de lucht van het actief volume (zie technische

fiche PTW Farmer [23]).

2.2.5.2 De cilindrische PTW Semiflex 31010 ionisatiekamer

PTW Semiflex ionisatiekamers worden uiteraard eveneens ontworpen voor klinische

behandelingsdosimetrie. De kamers worden in het bijzonder gebruikt om dosisverdelingen te gaan

meten in water fantomen.

Net zoals bij de PTW Farmer zijn verschillende soorten PTW Semiflex ionisatiekamers naargelang hun

verscheiden sensitief volume (0,125cm³ of 0,3cm³). Beide kamers worden cilindrisch gevormd met

een binnendiameter van 5,5 mm, alleen verschillen ze in de lengte van hun sensitief volume. De

0,125 cm³ kamer is geschikt voor 3D dosimetrie in een waterfantoom omdat het te meten sensitief

volume nagenoeg bolvormig (sferisch) resulteert in een vlakke angulaire respons over een hoek van ±

160 ° en een uniforme ruimtelijke resolutie langs de drie assen van het waterfantoom.

Op figuur 10 is te zien dat de kamer een kort uiteinde heeft voor montagebevestiging en deze (net

zoals bij alle andere kamers) is vastgehecht aan een flexibele kabel. Het nominale nuttige energie

bereik voor fotonen is identiek aan die van de PTW Farmer, namelijk van 30 kV tot 50 MV. De kamer

creëert een vlakke energie respons over een ruim energiebereik. Het materiaal van de kamerwand

bestaat eveneens uit grafiet met daarop een afdek beschermingslaag van acrylaat. De PTW Semiflex

ionisatiekamer beschikt over een acryl build-up kap voor in lucht metingen bij 60Co stralingsbundels,

30

alsook over een kalibratie certificaat voor bepaling van geabsorbeerde dosis in water of lucht kerma.

Metingen uitgevoerd met een PTW Semiflex 31010 ionisatiekamer vereisen vaak een correctie voor

de densiteit van de lucht daar deze een belangrijke invloed kan hebben op de actuele dosis aanwezig

in de lucht van het actief volume (zie technische fiche PTW Semiflex[24]).

Figuur 10: Illustratie van de PTW Semiflex 31010 ionisatiekamer [39]

De PTW Semiflex ionisatiekamers vertonen geen afhankelijkheid van energie (zelfs hoog energetische

fotonenbundels met 60Co 25 MV kwaliteit). Door de afmetingen en grootte van het actief volume,

gelijk aan 0,125 cm³, wordt de grootte van het stralingsveld beperkt en aangepast tot een gebied

groter dan 4x4 cm² (zie technische fiche PTW Semiflex [24]).

In deze thesis wordt de kamer gebruikt bij dosisprofiel metingen om zo een vergelijking te maken

tussen de waterbestendige PTW Semiflex 31010 en PTW MicroLion ionisatiekamer.

2.2.5.3 De cilindrische PTW PinPoint 3D 31014 ionisatiekamer

Waterdichte PTW PinPoint 3D ionisatiekamers zijn speciaal ontworpen voor relatieve profiel

dosismetingen in een waterfantoom uit te voeren. De kamer maakt het eveneens mogelijk de

stralingsvelden van de lineaire versneller makkelijk te gaan karakteriseren met een zekere gewenste

ruimtelijke resolutie.

Net zoals bij de PTW Farmer en PTW Semiflex zijn verschillende soorten PTW PinPoint-kamer types.

Het groter verschil met de twee vorige besproken ionisatiekamers zit hem in de inwendige bouw van

het actief volume, deze is namelijk veel kleiner. De verscheidenheid onderling tussen de PTW

PinPoint-kamers wordt eveneens gemaakt in de opbouw van het volume. Het type 31014 (die

gebruikt wordt voor metingen in deze thesis) heeft een inwendige diameter van 2 mm, terwijl de

modeltypes 31015/31016 een binnendiameter van 2,9 mm hebben. De grootte van het actief volume

voor beide kamers bedraagt om en bij 0,015cm³. De kleinere opbouw en dimensies van het sferisch

actief volume zorgen ervoor dat de kamer kan worden gebruikt in regio's met kleinere

stralingsvelden daar deze er beter en accurater zal werken. Hierdoor worden PinPoint

31

ionisatiekamers gewoonlijk gebruikt voor dosismetingen met gebieden tot maximaal 2x2 cm² (zie

technische fiche PTW PinPoint 3D [25]).

Vaak worden PTW PinPoint ionisatiekamers gekalibreerd (tegenover PTW Farmer ionisatiekamers)

om zo accurate diepte dosissen en absolute dosismetingen uit te kunnen voeren. Het gevoelig klein

sensitief volume wordt ontlucht, waarbij de wand van de ionisatiekamer bestaat uit grafiet met

daarop een beschermende acrylaat laag. Binnenin het actief volume is een aluminium centrale

elektrode aanwezig voor het collecteren van de geladen deeltjes. De PTW PinPoint 3D heeft een

nominaal fotonenenergie bereik van 60Co tot 50MV. Net zoals bij de Semiflex en Farmer is er weinig

plaats voor montage van de kamer en is deze verbonden met een flexibele kabel. Indien grootte

stralingsvelden bij de PinPoint worden gehanteerd dient een sterke controle te gebeuren en moeten

verschillende aspecten in rekening worden gebracht zoals bv. de aanwezigheid van de kabel die een

belangrijke invloed op de absoluut gemeten dosis kan hebben.

Onderstaande figuur vertoont de waterdichte PTW 31014 PinPoint 3D ionisatiekamer (gebruikt voor

metingen in deze thesis).

Figuur 11: Illustratie van de cilindrische PTW PinPoint ionisatiekamer [57]

De originele PTW PinPoint 31006 kamer bestaat uit een 2 mm diameter en 5 mm lange cilindrische

luchtkamer met een centrale stalen elektrode en een wandkamer vervaardigd uit PMMA (bedekt

met een grafietlaag). De nieuwere hedendaags gebruikte versies (zoals reeds vermeld 31014/ 31015/

31016) zijn voorzien van een aluminiumelektrode en hebben onderling ietwat verschillende

afmetingen. De PTW PinPoint 3D ionisatiekamer kan worden geplaatst in 2 stralingsrichtingen voor

een optimale ruimtelijke resolutie tot stralingsvelden op groottes van om en bij 2x2 cm².

32

Hoofdstuk 3 Materialen en methoden

In dit hoofdstuk worden de verschillende meetopstellingen en het doel van de metingen besproken.

De metingen worden ingedeeld volgens drie grote categorieën, namelijk:

- kalibratie metingen (polarisatie en saturatie effecten controleren)

- bundel metingen (output factoren, percentage diepte dosis curven, dosisprofielen)

- specifieke patiënten QA metingen (MU test, hoekafhankelijkheid, fantoom verstrooiing)

De testen worden uitgevoerd om de parameters, eigenschappen, ruimtelijke en geometrische

effecten van de vloeistofgevulde PTW Microlion van naderbij te onderzoeken en evalueren.

De onderzoeken en testen (voor kalibratie) op de ionisatiekamer worden vaak geverifieerd met

behulp van verschillende stralingsprotocollen. De meest gehanteerde in deze thesis is het NCS18. Het

protocol werd opgesteld in januari 2008 door de Nederlandse Commissie voor Stralingsdosimetrie

met als doel het bevorderen van het juiste gebruik van medische dosimetrie van ioniserende straling,

zowel voor wetenschappelijk onderzoek als voor praktische toepassingen. Een belangrijk op te

merken punt is het feit dat elk van deze gebruikte protocollen toepasbaar zijn voor luchtgevulde

ionisatiekamers. Aangezien de PTW Microlion echter gevuld is met iso-octaan in plaats van lucht is te

verwachten dat de verkregen resultaten mogelijks een grote afwijking vertonen tegenover resultaten

bekomen met gasgevulde ionisatiekamers (zie technische fiche PTW MicroLion [1]).

De meeste van de metingen worden uitgevoerd voor twee ionisatiekamers. Afhankelijk van de

situatie en het effect dat wordt onderzocht zal een gekozen ionisatiekamer telkens fungeren als

referentiekamer. Op die manier kan een duidelijke vergelijking gemaakt worden tussen referentie en

microlion ionisatiekamer. De gebruikte referentiekamers zijn telkens cilindrisch luchtgevulde

ionisatiekamers, daar deze gekend staan voor hun eenvoudige en gemakkelijke hanteerbaarheid

voor verscheidene opstellingen.

Van de vloeistofgevulde kamer wordt verwacht dat deze veel voordelen kan bieden. In het bijzonder

voor kleine stralingsveld technieken, daar voor deze velden een verhoogde gevoeligheid, hogere

precisie en fijnere resolutie heel belangrijk is. Het verkleinde volume van de waterequivalent

vloeistofgevulde detectorkamer resulteert volgens de technische fiche van de kamer in een

ruimtelijke resolutie die niet te bereiken valt met een luchtgevulde ionisatiekamer waardoor ook

effecten van verplaatsing en perturbatie worden geminimaliseerd. Om het klinisch gedrag van de

PTW MicroLion te kunnen voorspellen moeten diverse onderzoeken gedaan worden naar de

karakteristieke invloed van verschillende effecten zoals bijvoorbeeld polarisatiecorrectie,

ionenrecombinatie, etc.. Ook de hoekafhankelijkheid, verstrooiingsbijdrages van de kamer,.. spelen

een grote rol voor klinische toepassing van patiënten dosimetrie. Dit alles wordt nagegaan aan de

hand van verschillende metingen in dit hoofdstuk. Dankzij de verkregen bevindingen kan op deze

manier een schatting gemaakt worden naar het gedrag van de vloeistofgevulde ionisatiekamer.

33

3.1 Onderzoek naar polariteitseffect

Een eerste belangrijke meting op de PTW Microlion ionisatiekamer onderzoekt de polariteitscorrectie

van de detector.

Het uitlezen van een vloeistof- of luchtgevulde ionisatiekamer wordt beïnvloed door de polariteit van

de spanning die zich over de kamer bevindt. Dit effect (polariteitseffect genaamd) is afhankelijk van

het ontwerp van de kamer, de grootte van de polarisatiespanning op de kamer, de grootte van het

stralingsveld met de diepte in het fantoom, de bundel energie en de kwaliteit van de bestraling. Het

polariteitseffect moet gemeten worden in het referentiepunt (van het zo uniform mogelijk veld)

waar de kamer gebruikt wordt.

Uit protocol NCS18 is geweten dat voor luchtgevulde ionisatiekamers de polariteitcorrectie slechts

enkele procenten (maximaal 5%) mag bedragen. Indien hieraan niet wordt voldaan zal de kamer niet

aanbevolen worden voor referentie dosimetrie.

De meting wordt uitgevoerd met de vloeistofgevulde microLion ionisatiekamer onder aangeraden

nominale bias-spanning, namelijk 800V. De nominale spanning is meestal ongeveer dubbel zo groot

als bij luchtgevulde cilindrische ionisatiekamers, wat aanzien kan worden als een voordeel aangezien

grotere stromen kunnen worden gerealiseerd. Onderstaande figuren vertonen de opstelling van de

kamer tegenover de bron en het waterfantoom waarin de metingen gebeuren (Gutiérrez et al. 2008

[20]).

Figuur 12: Opstelling van ionisatiekamer tegenover de radiatiebron (links); Het waterfantoom waarin de metingen plaatsvinden (Gutiérrez et al. 2008 [20]).

34

De vloeistofgevulde ionisatiekamer wordt voor elke meetopstelling in deze thesis met behulp van

een PTW Trufix Holder rechtop geplaatst. Hierdoor zal het sensitieve volume van de detector altijd

loodrecht staan op de intredende fotonen stralingsbundels.

De correctiefactor voor polariteit wordt door NCS18 berekend via volgende formule:

M geeft de uitgelezen relatieve lading/dosis weer in [nC]/[Gy] door gebruik te maken van een

elektrometer. De aangelegde positieve en negatieve spanningen zijn respectievelijk +800V en - 800V,

vandaar de M+ en M- waarden.

De PTW Microlion bevindt zich tijdens de meting op een diepte van 10 cm in het PTW MP3

waterfantoom met een SSD (Source to Surface Distance) van 100 cm. De gekozen veldgrootte

bedraagt 10x10 cm² daar deze heel vaak als referentie grootte wordt genomen (Das et al. 2008 [4]).

Het polariteitseffect wordt bekeken voor fotonbundel energieën 6MV en 15MV telkens bij 200

monitor units (MU).

Om een stabiele uitlezing te bekomen is het belangrijk de ionisatiekamer vooraf te bestralen (met

zo'n 600 MU). Zo kunnen de eventueel aanwezige effecten voor polarisatiecorrectie

(overgangsverschijnsel waar de eerst gemeten ladingen nog niet worden meegerekend) al worden

gereduceerd.

De metingen voor elke fotonenenergie en polarisatiespanning worden telkens 3 keer uitgevoerd en

daarna uitgelezen met behulp van de PTW TANDEM elektrometer (zie figuur13). Hierbij wordt voor

het uitlezen van de resultaten gebruik gemaakt van het PTW softwarepakket Tansoft MEPHYSTO mc²

(figuur14).

Figuur 13: PTW TANDEM elektrometer (technische fiche PTW apparatuur)

35

Figuur 14: PTW softwarepakket Tansoft

Opmerking Temperatuursafhankelijkheid

In de paper (Gutiérrez et al.2008 [20]) wordt verder ook de invloed van de temperatuur op de PTW

MicroLion, tijdens het uitvoeren van de polarisatie meting, onder de loep genomen. De polarisatie

meetopstelling wordt hierbij geëxpandeerd met een extra temperatuursensor en een geijkte

verwarmbare tankisolator. De laatst genoemde staat in voor het bereiken en behouden van

welbepaalde temperaturen. Uit het onderzoek blijkt dat de temperatuur een (te verwachten) heel

kleine invloed heeft afhankelijk van de aangelegde polarisatiespanning. Er treedt een (uiteindelijk te

verwaarlozen) procentuele stijging van gecollecteerde lading op van om en bij 0,2% per °C.

Opmerkelijk ook is dat de stijging voor zowel aangelegde nominale spanning (800V) als voor precies

de helft hiervan een bijna zelfde procentuele stijging met zich mee brengt.

Onderstaande figuur vertoont het lineair verband tussen de gewijzigde collectie van lading in functie van de verandering in temperatuur.

Figuur 15: Illustratie temperatuursinvloed van de PTW microlion ionisatiekamer (Gutiérrez et al.2008[20])

36

3.2 Bepalen van het saturatie effect

Saturatie correctie is nodig om het gebrek van ladingscollectie in de kamer in rekening te brengen als

gevolg van recombinatie van ionen. De types effecten hierbij zijn de zogenaamde initiële

recombinatie effecten en de volume recombinatie effecten (Gutiérrez et al. 2008 [20]).

De eerste (initiële) recombinatie effecten hebben te maken met de vorming van ionenparen langs de

baan van een ioniserend deeltje (onafhankelijk van dosistempo). Het laatst genoemde effect is te

wijten aan recombinerende ionen die verschillende banen beschrijven en afhankelijk zijn van de

ionendichtheid. Uit onderzoek zou volgens verschillende literatuurstudies blijken dat beide effecten

sterk afhankelijk zijn van de aangelegde polarisatiespanning op de ionisatiekamer en de geometrie

van de ionisatiekamer (Gutiérrez et al. 2008 [20]). Indien de polarisatiespanning te klein is wordt

ionenrecombinatie bevorderd. Voor elke individuele ionisatiekamer wordt een ideale nominale

spanning opgelegd om zo de recombinatie van ionen te vermijden.

Volgens het NCS18 protocol kan bij luchtgevulde ionisatiekamers de correctie op ionenrecombinatie

worden bepaald aan de hand van de relatief uitgelezen dosiswaarden. De verkregen waarden zijn

gekoppeld aan de gehanteerde polarisatiespanningen. De spanningen worden zo gekozen (tegenover

de nominale aan te leggen polarisatiespanning van elke individuele kamer) dat de

verhoudingcoëfficiënt tussen gemeten en nominale aangelegde spanning minstens twee is.

Door gebruik te maken van de numerieke kwadratische formule van Weinhous and Meli kan de

recombinatie correctie geëvalueerd worden (zie protocol NCS18). De recombinatie correctiefactor

(horend bij eerste polarisatiespanning) wordt dan als volgt verkregen:

waarbij M1 en M2 de relatief gemeten dosiswaarden horend bij polarisatiespanningen V1 en V2.

In onderstaande tabel worden coëfficiënten ai weergegeven in functie van de ratio van de

aangelegde polarisatiespanningen. Protocol NCS18 raadt altijd aan een spanningsratio van minstens

2 te hanteren.

37

Figuur 16: Gefitte ratiocoëfficiënten in functie van hun spanningsratio voor luchtgevulde ionisatiekamers (NCS18)

Volgens toepasbaarheid van het Weinhous en Meli datacriteria zijn de kwadratische gefitte

coëfficiënten geldig voor zowel gepulseerde als continue bestraling.

De meting wordt uitgevoerd op de PTW MicroLion onder identiek dezelfde standaard voorwaarden

als die voor de polarisatiecorrectie metingen.

Om in dit onderzoek aan de gebruikelijke protocol voorwaarde (met minimale spanningsratio twee)

te voldoen worden voor de meting volgende spanningen gekozen, namelijk +400V; +200V en +100V.

De metingen, voor beide fotonbundelkwaliteiten, worden telkens na voorbestralen drie keer

uitgevoerd met behulp van de PTW TANDEM elektrometer. Alsook wordt net zoals bij de polarisatie

metingen, voor het uitlezen van de resultaten, gebruik gemaakt van het PTW softwarepakket TanSoft

MEPHYSTO mc².

3.3 Bepalen polarisatie en saturatie effect voor de PTW farmer

ionisatiekamer

Om een studie en vergelijking naar het polarisatie en saturatie effect te kunnen maken worden

dezelfde metingen herhaald voor de waterbestendige PTW farmer ionisatiekamer. Hiervoor wordt

uiteraard, op een uitzondering na, identiek dezelfde meetopstelling en handeling gebruikt als bij de

PTW Microlion detector. Het enige wat verandert is de aan te leggen nominale spanning aan de

Farmer ionisatiekamer, deze is namelijk half zo groot als die bij de Microlion.

De metingen worden voor elke stralingsenergie en polarisatiespanning telkens eveneens 3 keer

uitgevoerd en daarna uitgelezen met behulp van de PTW Tansoft elektrometer.

Om beide effecten te beoordelen wordt voor deze vergelijkende metingen het NCS18 protocol

gehanteerd. Hierbij is het belangrijk in gedachte te houden dat het standaard protocol enkel en

alleen geldig is voor luchtgevulde ionisatiekamers.

38

3.4 Meten van outputfactoren Een belangrijk te onderzoeken effect voor de vloeistofgevulde Microlion ionisatiekamer is de invloed

van de grootte van de velden op de dosis. Hiervoor worden de output factoren gemeten in functie

van verschillende veldgroottes.

Voor eenzelfde geleverd aantal MU's bij identieke meetopstelling is de output factor de

geabsorbeerde dosisratio tussen het 10x10 cm² referentie veld en de gemeten veldgrootte (m.a.w.

een dimensieloze grootheid door de normalisatie bij 10x10 cm²). De outputfactor kan ook aanzien

worden als het product van de collimator- en fantoomscatter (The Physics of Radiation Therapy 3rd

Ed [26]).

Uit de technische fiche van de vloeistofgevulde detector is gebleken dat de kamer voor grote velden

iets minder nauwkeurig zou werken. Om de invloed van dit effect na te gaan worden een groot

aantal vierkante velden onderzocht. De outputfactoren worden onderzocht voor zowel kleine als

grote stralingsvelden. De groottes van de verschillende te analyseren stralingsvelden worden

weergegeven in onderstaande tabel.

3x3 cm² 20x20 cm²

5x5 cm² 25x25 cm²

7x7 cm² 30x30 cm²

10x10 cm² 35x35 cm²

15x15 cm² 40x40 cm² Tabel 2: De te analyseren veldgroottes voor output factor metingen

Om een degelijke vergelijking op te stellen worden als referentie de outputfactoren bij zelfde

veldgroottes gemeten voor de waterbestendige PTW 30010 Farmer ionisatiekamer. De metingen

worden uitgevoerd in het PTW MP3 waterfantoom bij 200 MU op een diepte van 10 cm in het

waterfantoom voor fotonbundels met 6MV en 15MV met bron oppervlakte afstand (SSD) van 100

cm.

3.5 Opmeten van Percentage Diepte Dosis curven (PDD's)

Een PDD of percentage diepte dosis curve betreft de geabsorbeerde dosis afgezet door een

stralingsbundel in een medium waarbij deze varieert met de diepte langs de as van de bundel. De

dosiswaarden worden gedeeld door de maximale dosis, aangeduid in water als Dmax, waardoor op

zo'n grafiek de dosis in termen van percentage tegenover de maximale dosis wordt weergegeven. De

dosismetingen worden in het algemeen in water of een "water equivalent" medium (aangezien

water gelijkaardig is aan het menselijk weefsel met betrekking tot strooistraling en absorptie) met

een ionisatiekamer uitgevoerd.

In deze opstelling wordt de MicroLion ionisatiekamer terug in het PTW MP3 waterfantoom geplaatst

op een diepte van 10cm met SSD van 100 cm. Uiteraard wordt hierbij de opgegeven nominale

spanning van 800V gerespecteerd. De meting gebeurt voor verschillende veldgroottes en beide

fotonbundel energieën. De groottes van de verschillende te analyseren stralingsvelden worden

weergegeven in onderstaande tabel.

39

1 x 1 cm² 5 x 5 cm²

2 x 2 cm² 10 x 10 cm²

3 x 3 cm² 30x30 cm²

4 x 4 cm² - Tabel 3: Tabel met de te onderzoeken veldgroottes

Het is de bedoeling om deze PDD-metingen voor de vloeistofgevulde ionisatiekamer zo volledig

mogelijk te vergelijken met reeds identiek uitgevoerde metingen voor luchtgevulde ionisatiekamers.

Voor de eerste vijf kleinste veldgroottes zal een vergelijking worden gemaakt met de PTW PinPoint,

terwijl dit voor de twee grootste stralingsvelden met de PTW Semiflex zal gebeuren.

De meetwaarden van de PDD-curves worden weergegeven met behulp van het PTW softwarepakket

Tansoft MEPHYSTO mc². Net als bij de andere metingen is het terug belangrijk om eerst te gaan

voorbestralen, zo kunnen betrouwbare curves en resultaten bekomen worden.

Om een globale evaluatie mogelijk te maken moeten de MEPHYSTO mc² bestanden eerst

geconverteerd worden. In deze thesis gebeurt dit in Microsoft Office Excel. Onderstaande grafiek

vertoont twee PDD curves van de PTW microLion, genormaliseerd op Dmax met veldgrootte 10x10

cm² (zie figuur 17).

Figuur 17: Percentage diepte dosis curven voor PTW microlion bij 6MV en 15MV.

De curves presenteren een algemeen typisch beeld van twee PDD's met verschillende energieën.

Zoals verwacht zal bij 6MV stralingsbundels de build up zich het sterkst gaan manifesteren (minder

huidsparend effect vergeleken met 15MV stralingsbundels) en wordt op ongeveer 15 mm diepte een

maximaal geabsorbeerde dosis in het waterfantoom weergegeven. Net als bij PDD curves opgemeten

40

door luchtgevulde ionisatiekamers onderhevig aan hogere bundelenergieën bevindt zich op dieper

gelegen plaatsen een hogere dosis (The Physics of Radiation Therapy 3rd Ed [26]).

Voor eenzelfde energie, namelijk 15MV, wordt een onderzoek gedaan naar het verschil in geabsorbeerde dosis tussen beide referentiekamers en de vloeistofgevulde Microlion, dit uiteraard voor veranderende dieptes en veldgroottes. Om een zo groot mogelijk contrast op te merken worden de twee kleinste velden (1x1 cm² en 2x2 cm²) vergeleken met de grootste twee (10x10 cm² en 30x30 cm²). Alle verkregen curves worden steeds genormaliseerd op een diepte van 27 mm daar op deze plaats telkens Dmax optreedt.

Het dosisverschil tussen de variërende veldgroottes kan begrijpelijk worden weergegeven aan de hand van gesimuleerde fitting functies en curves. Elk onderling verschil in percent maximale dosis tussen referentie detector en microlion wordt door lineaire regressie bepaald, dit voor alle gemeten veldgroottes bij zowel 6MV als 15MV. Om eenzelfde vergelijking te maken wordt gekozen om de fittingfuncties te bepalen op een diepte van 30 cm. De keuze om de functies op 30 cm te onderzoeken komt van de redenering dat de meeste diepst gelegen waterfantoom metingen op deze diepte gebeuren en daar grote verschillen tussen beide curves kunnen verwacht worden (verst weg van de genormaliseerde Dmax dosiswaarde).

3.6 Opmeten van dosisprofielen

In de radiotherapie maakt men vaak gebruik van dosisprofielen. Op die manier kan de dosis zowel in

dwars- en lengterichting gemeten worden met behulp van een stralingsgevoelige detector om de

karakteristiek van de stralingsbundels van medisch lineaire versnellers te bepalen. In deze thesis

worden enkel dwarsprofielen opgemeten met de microlion detector. De keuze voor dwarsprofielen

ligt voor de hand daar deze het meest geschikt zijn om de invloed van de penumbra en het

schoudereffect voor verschillende veldgroottes te onderzoeken.

Dwarsprofielen in open velden zijn afgeleid van isodosenkaarten. Dit zijn grafische voorstellingen van

het dosispatroon met isodosiskrommen in één vlak. Indien dit vlak loodrecht op de bundelas is

gelegen noemt men dit dwarsprofielen.

Doordat de absorptie en strooiing in het weefsel zullen verschillen op verschillende diepten moeten

er meerdere dwarsprofielen opgemeten worden. Dwarsprofielen geven meer informatie over de

vlakheid van de bundel, het schoudereffect van de bundel en van de penumbra.

Het dwarsprofiel zal in de praktijk nooit helemaal vlak zijn. Voor therapeutische doeleinden is het

voldoende als het dwarsprofiel een voldoende afgevlakte plateau bezit. Dit afvlakken gebeurt door

de vlakheidsfilters die zich in de kop van de lineaire versneller bevinden. De vlakheid wordt

gedefinieerd als de procentuele afwijking van de dosis op 100 mm van de centrale as, ten opzichte

van de dosis op de as. De vlakheid moet kleiner zijn dan 4% op de diepte van de maximale dosis (zie

The Physics of Radiation Therapy 3rd Ed [26]).

Het schoudereffect is een gevolg van een overcompensatie van de rand van het profiel, door de

vlakheidsfilter en dit op geringe profieldiepten. Zoals eerder aangehaald is de penumbra een gevolg

van de eindige focus van de bundel en van de zijwaartse strooiing van straling (gedefinieerd als de

laterale afstand tussen de 20% en de 80% isodosislijn op een gegeven diepte). De penumbra stijgt

41

met de diepte en met de veldgrootte en de penumbra stijgt bij een lagere energie omdat dan relatief

meer zijwaartse strooistraling aanwezig is.

3.6.1 Meetopstelling

Hiervoor wordt eenzelfde meetopstelling als bij de diepte dosis curven gehanteerd. Enkel de

beweging in het waterfantoom van de Microlion ionisatiekamer verschilt (zie figuur 22). De beweging

is nu met de richting mee van de MLC collimatoren.

Figuur 18: Bewegingsrichting van de detector voor dwarsprofielmetingen.

De dwarsprofielmetingen gebeuren op verschillende dieptes (zie tabel4) toegepast op meerdere

veldgroottes aanbevolen door Elekta medical systems.

Dieptes voor de te meten dwarsprofielen [cm]

Dmax

5

10

20 Tabel 4: Gemeten dieptes voor de dwarsprofielen

Deze metingen worden eveneens uitgevoerd voor 6MV als voor 15MV.

Net zoals bij het opmeten van de diepte dosis curven is het de bedoeling om deze

dwarsprofielmetingen voor de vloeistofgevulde ionisatiekamer zo volledig mogelijk te vergelijken

met identiek uitgevoerde metingen door luchtgevulde ionisatiekamers. Voor de kleine

stralingsvelden zal een vergelijking worden gemaakt met de PTW PinPoint, terwijl dit voor de twee

grootste velden met de PTW Semiflex zal gebeuren. De meetwaarden van de dosisprofielen worden

weergegeven met behulp van het PTW softwarepakket Tansoft MEPHYSTO mc². Net als bij de andere

metingen is voorbestraling essentieel om betrouwbare curves en resultaten te bekomen.

42

3.7 Onderzoek kleine MU test voor Farmer en Microlion Om de dosisstabiliteit van de vloeistofgevulde ionisatiekamer bij het detecteren en uitlezen van

gecollecteerde ladingsdosissen te controleren wordt de respons bij klein aantal monitor units

onderzocht.

Voor het meten van de kleine MU respons wordt gebruik gemaakt van de gestandaardiseerde 10 cm

x 10 cm² veldgrootte. De detectorkamer wordt telkens op een diepte van 10 cm in het PTW MP3

waterfantoom geplaatst en bestraald met fotonbundel energieën 6 MV en 15 MV. De bron oppervlak

afstand (SSD) bedraagt 100 cm.

Om het effect te bestuderen wordt de relatieve dosis verkregen door in één tijd een volledig aantal

monitor units te leveren. De actuele dosis wordt hierbij vergeleken met de stapsgewijze verkregen

dosis. Door in een verschillend aantal stappen te stralen wordt een duidelijk verloop geschetst qua

dosis.

In de eerste stap van de meting wordt gekozen om 20 MU in één tijd te leveren. Bij de stapsgewijze

manier gebeurt dit in tien fracties van 2 MU zodat er eenzelfde tijd met eenzelfde energie wordt

gestraald. Het klein bereik van aantal monitor units kan aanzien worden als betrouwbaar aangezien

de gemeten ladingswaarden telkens binnen een procentueel verschil van 2% liggen tegenover de

berekende gemiddelden.

De meting wordt voor de PTW Microlion als voor PTW 30010 Farmer ionisatiekamer uitgevoerd. De

Farmer detector is hierbij terug de referentie detectorkamer. Het enig verschil tussen beide

kameropstellingen is hun verschillende aangelegde nominale spanning.

3.8 Hoekafhankelijke dosismetingen Het meten van de hoekafhankelijkheid van een ionisatiekamer is belangrijk om de detectorefficiëntie

in elk segment te bepalen. In de thesis worden twee hoekafhankelijkheidsmetingen uitgevoerd. De

eerste gebeurt in lucht, terwijl voor de tweede een speciaal cilindrisch polystyreen fantoom wordt

gemaakt.

3.8.1 Hoekafhankelijkheidsmeting in lucht

In eerste instantie zal de richtingafhankelijkheid van de PTW Microlion gemeten worden in lucht. Een

mogelijk fenomeen dat hierbij kan optreden is het contamineren van elektronen. Deze elektronen

zijn niet onder controle te houden en hebben elk een zekere richtingsafhankelijkheid, waardoor ze

een invloed hebben op de hoekafhankelijkheid dosiswaarden in lucht. Dit effect moet worden

vermeden zodat de respons van de kamer niet te sterk wijzigt bij eenzelfde meeting voor de

meetopstelling.

In het eerst onderzoek zal de richtingsafhankelijkheid van de detector gemeten worden door de

gantry van de lineaire versneller te laten roteren. De gantry zal een rotatie uitvoeren van 0° tot 360°,

inclusief in de 180°-zone waar de kabelaansluiting van de detector aanwezig is. In die

laatstgenoemde zone kan een wijziging in respons verwacht worden. De gantry rotatie wordt

43

uitgevoerd in stappen van 15° zodat precies 24 angulaire dosissegmenten kunnen worden vergeleken

met elkaar.

Een tweede belangrijke controlerende meting die wordt uitgevoerd is de rotatie van de tafel. Hierbij

zal de gantry niet gaan roteren en statisch op 0° graden worden gepositioneerd, terwijl de tafel een

roterende beweging maakt van -90° tot +90° in het dwarsvlak van de lineaire versneller. De

microLion wordt in deze laatste opstelling roterend verplaatst in eenzelfde planaire richting

waardoor een minimale (en liefst geen) hoekafhankelijkheid aanwezig zou mogen zijn. De opstelling

van de meting blijft uiteraard behouden. Daar het hier enkel en alleen maar gaat over de controle

(op drift en wijziging in dosisdistributie) van de kamer wordt de meting in segmenten van 30° en

slechts twee keer uitgevoerd.

Beide metingen gebeuren onder standaard voorwaarden waarbij de microlion detector zich tijdens

de meting bevindt op een afstand van 100 cm van de stralingsbron. Aan de kamer wordt net als bij

andere opstellingen een nominale spanning van 800V gelegd. De gekozen veldgrootte bedraagt de zo

vaak genomen referentie veldgrootte 10x10 cm². Het effect wordt bekeken voor fotonbundel

energieën 6MV en 15MV telkens bij 200 MU.

Voor het uitlezen van de dosiswaarden wordt beroep gedaan op de TANDEM elektrometer met

Tansoft. Eens de elektrometer begint met lopen moet er meteen geijkt worden daar de metingen in

lucht gevoelig zijn voor sterke wijzigingen in respons. Bij de uitvoering van de meting is het daarom

belangrijk dat de kamer niet mag gaan driften. De herhaaldelijke metingen moeten bijgevolg best

gespreid worden in tijd. Zo kan stabieler gemeten worden door de eventueel aanwezige lekstroom te

verminderen en de reeds aanwezige ladingen die nog in de iso-octaan vloeistof aanwezig zijn te

elimineren. De drift van de ionisatiekamer werd tijdens de meting in de gaten gehouden door na elke

segment terug naar de oorspronkelijk nul-toestand te gaan om de referentie dosiswaarde bij de

genormaliseerde hoek van 0° te checken.

3.8.1.1 Opstelling van de vloeistofgevulde ionisatiekamer

De opstelling en fixatie van de kamer gebeurt op een experimentele manier daar de meting ditmaal

niet in een fantoom, maar gewoon in lucht plaats vindt. De PTW Microlion wordt centraal aan de

kortste zijde van de tafel vastgehecht met behulp van een PTW Trufix Holder en tape (zie figuur 19).

Via twee houten spalkjes kan de ionisatiekamer op ongeveer 12 cm hoogte van de tafel gebracht

worden. Op die manier zit de tafel op een acceptabele afstand van de ionisatiekamer en zal de

stralingsbundel in mindere mate gehinderd worden.

44

Figuur 19: Meetopstelling voor dosismetingen op hoekafhankelijkheid met PTW Microlion in lucht.

Een belangrijke opmerking in het onderzoek naar de hoekafhankelijkheid voor de PTW MicroLion is

het feit dat het actief volume van de detector zich helemaal bovenaan bevindt (op minder dan 1mm

diepte van het normale ingangsoppervlak, die nu variabel wordt met de invalshoek). Hierdoor moet

rekening worden gehouden met het feit dat er normaalgezien een verschil in attenuatie zal

optreden. Dit omdat de stralingsbundels verscheidene te onderzoeken segmenten, met elk een

verschillende hoeveelheid van detectormateriaal, moeten doorkruisen vooraleer het actief volume

zal worden bereikt. Op die manier wordt een dosisdistributie verwacht die vooral in de onderste

segmentenregio's zal verschillen daar in dit gebied meer detector materiaal moet worden doorkruist.

Deze te verwachten resultaten worden samen met het volledige onderzoek naar de afhankelijkheid

van angulaire dosisdistributie in de gantry-rotatie metingen nagegaan.

In eerste instantie dient nog eens vermeld te worden dat de PTW Microlion geen erkend

gekalibreerde ND,W waarde heeft en dus alle gemeten waarden relatieve dosiswaarden zijn. Elke

meting wordt, net zoals bij de meeste andere onderzoeken in deze thesis, driemaal uitgevoerd en

vervolgens uitgemiddeld.

3.8.2 Hoekafhankelijkheidsmeting in cilindrische fantoom

Het meten van de dosis hoekafhankelijkheid in lucht zal normaalgezien niet perfect egaal verlopen.

Er kan verwacht worden dat in onderste angulaire segmenten een fors dosisverschil zal optreden die

te wijten zou zijn aan het heersend build up effect en de divergentie van de stralingsbundel met het

detectormateriaal via strooistraling.

Hierdoor wordt gekozen om een (cilindrisch) perfect egale structuur en medium rond de

vloeistofgevulde detector te voorzien. De gantry rotatiemeting zal op deze manier fotonenbundels

op de detector vrijlaten die even sterk in elke angulair segment worden afgezwakt. Op die manier is

het mogelijk om een meer accurate angulaire dosisdistributie meting uit te voeren en kunnen ook

meer gelijkmatig gemeten dosiswaarden verwacht worden.

45

Het cilindrisch fantoom wordt vervaardigd uit een polystyreen (PS) medium en heeft een diameter

van 6cm (zie figuur18). Belangrijk hierbij is dat het sensitief volume van de kamer zich perfect in het

isocenter van het fantoom bevindt. Hiervoor wordt nog een derde controlerende meting uitgevoerd.

Polystyreen is een thermoplastisch polymeer van het monomeer styreen. Het is een isolatiemateriaal

van petrochemische oorsprong, is waterafstotend en het kan in beperkte hoeveelheid een bepaalde

last dragen.

Figuur 20: Afmetingen polystyreen fantoom.

Net zoals in lucht zal in eerste instantie de richtingsafhankelijkheid van de detector gemeten worden

door de gantry van de lineaire versneller te laten roteren. De gantry zal terug een rotatie uitvoeren in

stappen van 15° en dit uiteraard van 0° tot 360°. Op die manier kunnen precies 24 angulaire

dosissegmenten vergeleken worden met elkaar.

De tweede meting (rotatie van de tafel) is weerom eerder controlerend. In het dwarsvlak van de

lineaire versneller maakt de tafel een roterende beweging van -90° tot +90°. Hierbij wordt dus met

andere woorden de vloeistofgevulde detector roterend verplaatst en mag in principe geen

dosisafhankelijkheid in verschillende segmenten worden waargenomen. Daar het hier enkel en

alleen maar gaat over de controle (op drift en wijziging in dosisdistributie) van de kamer wordt de

meting in segmenten van 30° en slechts twee keer uitgevoerd.

Er wordt ook een derde controlemeting op het cilindrisch fantoom uitgevoerd om betrouwbaarheid

van de gemeten angulaire dosisdistributie te checken. Het polystyreen fantoom ondergaat hierbij

een rotatie van 180° en wordt op omgekeerde positie bestraald. De dosissegmenten van de

opstelling kunnen op die manier perfect vergeleken worden met de gemeten dosiswaarden van de

eerste opstelling.

Alle drie de metingen gebeuren onder standaard condities waarbij de microlion ionisatiekamer zich

tijdens de meting op een afstand van 100 cm van de stralingsbron bevindt. Aan de kamer wordt net

als bij andere opstellingen een nominale spanning van 800V gelegd. De gekozen veldgrootte

bedraagt eveneens de referentie veldgrootte 10x10 cm². Het effect wordt net als in lucht bekeken

voor fotonbundel energieën 6MV en 15MV, telkens bij 200 MU.

46

Voor het uitlezen van de dosiswaarden wordt beroep gedaan op de TANDEM elektrometer met

Tansoft. Bij de uitvoering van de meting is het terug belangrijk dat de kamer niet mag gaan driften.

Bijgevolg worden hierdoor de herhaaldelijke metingen best gespreid in tijd. Op die manier kan

eventueel aanwezige lekstroom worden gereduceerd en nog reeds aanwezige ladingen (aanwezig in

de iso-octaan vloeistof) worden geëlimineerd. De drift van de ionisatiekamer wordt tijdens de meting

nauwkeurig in de gaten gehouden door na elke segment terug naar de oorspronkelijk nul-toestand te

gaan om de referentie dosiswaarde bij de genormaliseerde hoek van 0° te checken.

3.8.2.1 Opstelling van de kamer in het fantoom

De opstelling en fixatie van het cilindrisch fantoom en de vloeistof gevulde detector gebeurt op een

non-traditionele manier. Door perfecte bemating van het fantoom blijft de detector mooi op plaats.

Het fantoom zelf wordt gefixeerd met behulp van een plank vervaardigd uit isomo (piepschuim). De

plank is voldoende lang zodat deze zich op een acceptabele afstand van de tafel bevindt en zo geen

extra effect van strooistraling optreedt. De eerste en de derde meetopstellingen worden duidelijk

weergegeven op onderstaande figuren.

Figuur 21: Meetopstelling waar cilindrisch fantoom rechtop wordt geplaatst.

47

Figuur 22: Controle meetopstelling waar fantoom een rotatie van 180° in wijzerzin ondergaat.

Tijdens de meting is het belangrijk dat het isocenter van het fantoom perfect samenvalt met het

centrum van het sensitief volume van de detector. Hoe beter deze centra samenvallen, hoe beter er

normaalgezien een circulaire dosisverdeling mag verwacht worden. Elke meting in het fanoom wordt,

net zoals in lucht, driemaal uitgevoerd en vervolgens uitgemiddeld.

3.9 Onderzoek naar fantoom verstrooiingsbijdrage

In deze meting wordt een onderzoek gedaan naar de gevoeligheid van fantoomverstrooiing voor de

vloeistofgevulde PTW Microlion ionisatiekamer. Fantoomverstrooiing kan een belangrijke bijdrage

leveren aan dosis en op die manier zorgen voor wijziging in respons. Er zijn vier verschillende

dosisbijdrages, namelijk:

- primaire dosis (straling geleverd boven de detector)

- head scatter (van de kop van de lineaire versneller)

- lek (interleafs zijn niet ideaal, zie fiche MLCi2 collimator [27])

- fantoomverstrooiing

Het doel van de meting dient om volgende hypothese na te gaan: "Is fantoomscatter de oorzaak van

onderrespons bij grote velden?"

Om dit te analyseren worden drie metingen in het solid slab fantoom uitgevoerd op de

vloeistofgevulde detector en de luchtgevulde PTW Farmer ionisatiekamer. Een eerste meting heet de

composiet meting (zie figuur 23). Hierbij wordt de stralingsbundel ingedeeld in twintig bundelstrips

van telkens 1x20 cm². De multileaf collimator zorgt voor een laterale (links-rechts) beweging van een

enkele 1x20 cm² strip. Op die manier wordt een volledige veldgrootte van 20x20 cm² bedekt. De PTW

Microlion ionisatiekamer bevindt zich in bundelstrip elf om zo de verschillende fantoomverstrooiing

in andere strips te detecteren. Om zeker te zijn een mooie uniforme dosis te kunnen meten wordt de

48

detector op een halve centimeter offset geplaatst van de scheidingslijn tussen twee opeenvolgende

strips. Op die manier zit de kamer niet telkens in twee penumbra regio's te meten.

Figuur 23: Composiet meting (stralingsstrips)

In blauwe stralingsstrook wordt de detector (Farmer/Microlion) geplaatst. De composiet meting zal

worden uitgevoerd voor beide fotonbundelkwaliteiten 6MV en 15MV. Normaliter zal er ook vanuit

de eerste strips een kleine relatieve strooiingsdosis gemeten worden. Eens de stralingsstrip zich

boven de detector bevindt wordt door primaire dosis uiteraard een sterke stijging verwacht die

daarna terug zal afzwakken naarmate de strips zich verder van de detector bevinden. De relatieve

dosissen (van 50 MU per strip) worden met behulp de PTW Tansoft elektrometer cumulatief

opgemeten.

De tweede meting gebeurt voor een 20x20 cm² open veld bij 50 MU. Op zelfde manier wordt de

kamer uiteraard een halve centimeter uit het centrum van het stralingsveld verplaatst. De

ionisatiekamer bevindt zich tijdens de eenmalige bestraling bijna centraal in het open stralingsveld

waardoor in tegenstelling tot voorgaande meting hier geen lek zal optreden. Theoretisch gezien is de

directe straling op het open veld even groot als de directe straling op het composiet veld. Op die

manier kan verwacht worden dat de primaire dosis en head scatter dosisbijdrage lager zullen zijn dan

in de composiet meting en dat de fantoomscatter in principe van gelijke aard zou moeten zijn. Uit

literatuurstudie is trouwens geweten dat head scatter en fantoomscatter gevoelig hoger zijn bij grote

velden vandaar de output factoren ook veel groter zijn vergeleken met output factoren heersend bij

kleine velden (Martens et al.2000 [12]; The Physics of Radiation Therapy 3rd Ed [26]).

Om de gevoeligheid naar fantoomstrooiing te onderzoeken wordt een dosisratio opgesteld van beide finale dosismetingen. De vergelijking gebeurt tussen de vloeistofgevulde Microlion ionisatiekamer en de luchtgevulde Farmer detector. Indien eenzelfde getal voor alle stripbijdragen bekomen wordt voor dezelfde energie, heerst eenzelfde gevoeligheid aan fantoomscatter tussen de twee kamers.

49

De derde meting gebeurt voor een 1x20 cm² open veld bij 50 MU. Beide kamers worden hier centraal

in de stralingstrip gepositioneerd. Op die manier bevindt de stralingsbundel zich net als voorgaande

meting centraal in de strip en zal zich geen lek voordoen. De bijdrage van head scatter zou er ook

gevoelig kleiner moeten zijn, aangezien een klein smal veld bestraald wordt. Op die manier zou

normaalgezien in vergelijking met de composiet meting een drastisch lagere dosis ten gevolge van

geabsorbeerde dosis moeten gemeten worden.

Alle drie de metingen gebeuren in het (solid) slab fantoom (zie figuur 24). De ionisatiekamers worden

telkens op 10 cm diepte geplaatst en bestraald met 50 MU. De SSD bedraagt 100 cm. Het is heel

belangrijk voldoende te nullen bij lek om zo drift te gaan vermijden. De relatieve dosiswaarden

worden uitgelezen met de PTW Tansoft elektrometer.

Figuur 24: Slab fantoom voor het meten van fantoom verstrooiingsbijdrage.

Ter controle van de uitgevoerde metingen wordt een Monte Carlo simulatie gemaakt voor beide

ionisatiekamers.

50

Hoofdstuk 4 Resultaten en discussie

In dit hoofdstuk worden alle bekomen resultaten van de eerder hierboven beschreven metingen en

simulaties onder de loep genomen. Daar de PTW Microlion een recente vloeistofgevulde

ionisatiekamer is zijn nog niet veel metingen uitgevoerd op de kamer en is bijgevolg nog niet veel

terug te vinden over de specifieke beweerde eigenschappen van de kamer. De resultaten van de

meeste metingen uitgevoerd in deze thesis kunnen hierdoor moeilijk vergeleken worden met

gepubliceerde literaire dosiswaardes.

4.1 Resultaten en discussie polariteitmetingen Uit protocol NCS18 is geweten dat voor gasgevulde ionisatiekamers de polariteitcorrectie slechts

enkele procenten (maximaal 5%) mag bedragen. Indien hieraan niet wordt voldaan zal de kamer niet

aanbevolen worden voor referentie dosimetrie.

Daar het protocol echter alleen geldig is voor gasgevulde detectoren kan het al dan niet groot of

minder groot polariteitseffect hierdoor geverifieerd worden. Verwacht wordt dat de correctie

minimaal zal zijn, aangezien het kamervolume van de detector ook gracieus klein is.

Onderstaande tabellen vertonen de uitgelezen relatieve dosiswaarden voor de positieve en

negatieve aangelegde nominale spanning van 800V.

Meting voor +800V:

200 MU Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

6 MV 16.15 0,014

15 MV 16.34 0,014 Tabel 5: Resultaten meting bij positief nominale spanning.

Meting voor -800V (met negatieve uitlezing van de Tansoft software):

200 MU Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

6 MV -16.14 0,01

15 MV -16.33 0,014 Tabel 6: Resultaten meting bij positief nominale spanning.

Eens de elektrometer begint met lopen moet er meteen genuld (zeroing) worden. Zo kan stabieler

gemeten worden door de eventueel aanwezige lekstroom te compenseren en de reeds aanwezige

ladingen die nog in de iso-octaan vloeistof aanwezig zijn te elimineren.

Aan de hand van voorgaande verkregen gemiddelden wordt de polarisatiefactor bepaald voor

beide fotonbundelkwaliteiten.

51

Bovenstaande berekeningen tonen aan dat de invloed wat polariteit betreft heel klein (veel minder

dan de toegelaten maximale 5 % polariteitcorrectie) en dezelfde is voor beide energieën. Hieruit kan

duidelijk geconfirmeerd worden dat voor polariteitscorrectie de Microlion ionisatiekamer toegelaten

is voor referentie dosimetrie (althans volgens het protocol NCS18).

Uit een vergelijkende studie (Gutiérrez et al.2008 [20]) waarbij reeds gerelateerde metingen werden

uitgevoerd op de PTW MicroLion ionisatiekamer blijkt tevens dat de bekomen gemeten resultaten

ook overeenstemmen bij dezelfde gehanteerde standaard veld condities. Het verkregen

polariteitseffect bedraagt er tussen de 0,2 en 0,7% wat zeker ook toelaatbaar is voor klinische

referentie dosimetrie.

4.2 Resultaten en discussie saturatie effect

Volgens het NCS18 protocol kan bij gasgevulde ionisatiekamers de correctie op ionenrecombinatie

worden bepaald aan de hand van de uitgelezen relatieve dosiswaarden. De verkregen dosiswaarden

zijn gekoppeld aan de gehanteerde polarisatiespanningen. De spanningen worden zo gekozen

(tegenover de nominale aan te leggen polarisatiespanning van elke individuele kamer) dat de

verhoudingcoëfficiënt tussen gemeten en nominale aangelegde spanning minstens twee is. Voor de

vloeistofgevulde ionisatiekamer betekent dit dus dat maximaal 400V spanning mag worden

aangelegd. Onderstaande tabellen vertonen de uitgelezen relatieve dosiswaarden voor positieve

aangelegde nominale spanningen van 400V, 200V en 100V.

Meting voor +400V :

200 MU Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

6 MV 13.24 0

15 MV 13.39 0 Tabel 7: Resultaten meting bij de helft van de positief nominale spanning.

Meting voor +200V :

200 MU Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

6 MV 10.19 0,01

15 MV 10.3 0 Tabel 8: Resultaten meting bij een vierde van de positief nominale spanning.

Meting voor +100V :

200 MU Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

6 MV 7.56 0,014

15 MV 7.61 0,01 Tabel 9: Resultaten meting bij positieve spanning van 100V.

Net zoals bij voorgaande meting is het belangrijk eens de TANDEM elektrometer begint met lopen er meteen geijkt moet worden. Zo kan stabieler gemeten worden door de eventueel aanwezige lekstroom te verminderen en de reeds aanwezige ladingen die nog in de iso-octaan vloeistof aanwezig zijn te elimineren.

Aan de hand van voorgaande verkregen gemiddelden wordt de saturatie factor bepaalt voor

beide fotonbundelkwaliteiten.

52

De eerste verhouding is

met hierbij de gefitte ratiocoëfficiënten uit figuur14: a0=2,337; a1=-3,363; a2=2,299

De recombinatie factor ksat wordt vervolgens berekend aan de hand van de formule van Weinhaus

and Meli in het NCS18 protocol en dit voor beide fotonbundelkwaliteiten:

De verhouding voor de tweede aangelegde spanning is

met de gefitte ratiocoëfficiënten: a0=1,022; a1=-0,363; a2=0,341

De verhouding voor de derde aangelegde spanning (+100V) zorgt verder ook voor een stijging in

saturatie factoren. Hoe groter de ratioverhouding tussen de aangelegde spanningen, hoe groter het

effect van recombinatie. Het recombinatie effect is dus duidelijk sterk afhankelijk van de aangelegde

bias spanning en zou voor zowel continue als gepulste stralingsbundels hetzelfde moeten zijn

(Gutiérrez et al.2008 [20]). Indien een spanning lager is dan de vooropgestelde nominale

aanlegspanning (+800V) wordt ionenrecombinatie sterk bevorderd. Hetzelfde effect is waar te

nemen bij luchtgevulde detectoren, weliswaar in mindere mate.

Bovenstaande verkregen resultaten vertonen hetzelfde effect als die uit een reeds eerder

uitgevoerde literatuurstudie (Gutiérrez et al. 2008 [20]). In de studie wordt een overeenkomstige

opstelling gebruikt voor de vloeistofgevulde Microlion ionisatiekamer. De kamer bevindt zich op een

referentieafstand van 100 cm van de stralingsbron (= een radio-isotoop van iridium, nl. Ir-192 bron).

De paper (Gutiérrez et al. 2008 [20]) hanteert in plaats van de energetisch gebruikelijke

fotonenbundel van 15MV een nog hoger energetische fotonenbundel van 18MV. Onderstaande

figuur vertoont weliswaar het effect van ion recombinatie waarbij kleinere spanningsverhoudingen

worden gehanteerd.

53

Figuur 25: Illustreert het effect van ionenrecombinatie bij kleine spanningsratio's (Gutiérrez et al. 2008 [20]).

De uitgevoerde studie vertoont duidelijk een stijging in recombinatie effecten bij groter wordende

spanningsverhoudingen. In de bovenste grafiek is te zien dat er geen verschil in saturatie optreedt

wanneer er zowel met continue als met gepulste fotonenbundel gedurende eenzelfde tijdspanne

gestraald wordt.

4.3 Vergelijking van polarisatie en saturatie resultaten met PTW farmer

ionisatiekamer

Om een duidelijke vergelijking tegenover de vloeistofgevulde detector te kunnen maken met het

NCS18 protocol moeten de metingen ook uitgevoerd worden met een luchtgevulde ionisatiekamer.

Aan de waterbestendige PTW Farmer ionisatiekamer wordt echter een half zo grote nominale

spanning aangelegd. Onderstaande tabellen vertonen de uitgelezen relatieve dosiswaarden voor de

positieve en negatieve aangelegde nominale spanning van 400V.

Meting voor +400V:

200 MU Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

6 MV 37.36 0,022

15 MV 37.97 0,031 Tabel 10: Resultaten meting bij positief aangelegde nominale spanning aan de waterbestendige PTW farmer detector

Meting voor -400V (met negatieve uitlezing van de Tansoft software):

200 MU Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

6 MV -37.43 0,014

15 MV -37.95 0,022 Tabel 11: Resultaten meting bij negatief nominale spanning (PTW Farmer).

Uit deze resultaten blijkt al dat de opgemeten dosiswaarden bij de Farmer detector ongeveer dubbel

zo groot zijn vergeleken met de relatief opgemeten dosiswaarden van de PTW Microlion. Ladingen in

lucht (tegenover vloeistof) worden minder geremd in het sensitief volume, vandaar ook de kleinere

aan te leggen nominale spanningen bij gasgevulde detectoren. De grootte van het sensitief volume

van een ionisatiekamer om ladingen te collecteren speelt hier geen dominante rol. Om degelijke

54

metingen uit te kunnen voeren bij de PTW Microlion is een hogere nominale spanning nodig om over

een voldoende grote ladingscollectie te beschikken.

De polarisatiefactoren ( )voor beide fotonbundelkwaliteiten worden dan:

De hierboven berekende factoren vallen zoals verwacht binnen de toegelaten maximale

polarisatiecorrectie van 5% (volgens protocol NCS18) voor gasgevulde detectoren.

Er is een minimaal (te verwaarlozen) verschil op te merken tussen polarisatie factoren van beide

detectoren. Op de Farmer detector is wat meer correctie nodig. Het verschil is al op te merken

wanneer de uitlezingen van gecollecteerde ladingen gebeuren. De opgemeten dosiswaarden van de

PTW Microlion ionisatiekamer hebben een kleinere standaardafwijking en zijn dus reeds stabieler,

waardoor een kleiner polariteitseffect optreedt.

Om een vergelijking in ion recombinatie effecten te maken wordt (bij dezelfde opstelling) aan de

waterbestendige PTW Farmer ionisatiekamer een biasspanning aangelegd van +200V. Onderstaande

tabel vertoont de relatief gemeten ladingscollectie bij 200V.

200 MU Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

6 MV 35.97 0,042

15 MV 36.54 0,037 Tabel 12: Resultaten meting bij helft van de positief aangelegde nominale spanning (PTW Farmer).

Aan de hand van voorgaande verkregen gemiddelden wordt de saturatie factor bepaald voor

beide fotonbundelkwaliteiten.

De eerste verhouding is

met hierbij de gefitte ratiocoëfficiënten: a0=2,337; a1=-3,636; a2=2,299 (zie figuur 16)

De factor ksat wordt vervolgens berekend volgens het NCS18 aan de hand van de formule van

Weinhaus and Meli voor beide fotonbundelkwaliteiten:

De hierboven berekende factoren van ionenrecombinatie zijn zoals verwacht voor beide

fotonbundelkwaliteiten aanvaardbaar voor referentie dosimetrie. De gefitte ratiocoëfficiënten van

het NCS18 protocol bevinden zich voor de aangegeven nominale spanning in de saturatie regio (zie

figuur 26).

55

Figuur 26: Kalibratiecurve van foton- en elektronbundels voor gasgevulde ionisatiekamers (NCS18)

Vergeleken met de PTW MicroLion is hier duidelijk een groot verschil. Het effect van

ionenrecombinatie is veel groter wanneer een te lage spanning wordt aangelegd aan de detector.

Hieruit kan alvast besloten worden dat het heel belangrijk is om voldoende grote spanning (hoe

dichter bij de nominale 800V, hoe beter) aan de PTW MicroLion aan te leggen indien aanvaardbare

dosissen willen worden bepaald. Voor metingen uitgevoerd met de PTW Microlion ionisatiekamer is

het met andere woorden noodzakelijk te werken met een externe hoge spanningsbron die

voldoende spanning kan genereren om het nadelige effect van recombinatie sterk te reduceren.

4.4 Resultaten en discussie outputfactor meting

Output factoren spelen een belangrijke rol in dosismetingen daar deze een belangrijke indicator zijn

voor aanwezigheid van verstrooiing. Om de dosisinvloed van grote en kleine velden van dichtbij te

bekijken worden daarom outputfactor metingen uitgevoerd. De outputfactoren worden voor de PTW

Microlion en PTW Farmer ionisatiekamer (als referentie) gemeten onder standaard condities.

Onderstaande tabellen zijn outputfactor (OF) tabellen die de relatieve machine output beschrijven

tegenover het standaard 10x10 cm² stralingsveld (het veld waarvoor een normalisatie wordt

doorgevoerd). De OF tabellen worden gemeten voor verschillende veldgroottes in het groot

waterfantoom.

Onderstaande tabel toont de resultaten van de relatieve en genormaliseerde metingen op de PTW

Microlion ionisatiekamer.

56

Veldgrootte [cm x cm]

Q [nC] (6MV)

σ []

Q [nC] (15MV)

σ []

Norm 6MV [] (10 x 10 cm²)

Norm 15MV [] (10 x 10 cm²)

3 x 3 15,43 0,01 15,715 0,022 0,8567 0,8639

5 x 5 16,435 0,014 16,83 0,033 0,9125 0,9252

7 x 7 17,13 0,022 17,43 0,014 0,9511 0,9582

10 x 10 18,01 0,033 18,19 0,022 1 1

15 x 15 18,895 0,014 18,9 0,027 1,0491 1,039

20 x 20 19,525 0,022 19,38 0,033 1,0841 1,0654

25 x 25 19,9 0,037 19,6 0,014 1,1049 1,0775

30 x 30 20,125 0,027 19,825 0,022 1,1174 1,0899

35 x 35 20,26 0,014 19,9275 0,017 1,1249 1,0955

40 x 40 20,335 0,033 19,97 0,014 1,1291 1,0979 Tabel 13: Gemiddeld gemeten output factoren met de PTW Microlion voor verschillende veldgroottes

In volgende tabel worden de meetresultaten voor de PTW waterproof Farmer 30010 ionisatiekamer

weergegeven.

Veldgrootte [cm x cm]

Q [nC] (6MV)

σ []

Q [nC] (15MV)

σ []

Norm 6MV [] (10 x 10 cm²)

Norm 15MV [] (10 x 10 cm²)

3 x 3 30,765 0,022 31,1475 0,01 0,8235 0,8198

5 x 5 33,76 0,033 34,855 0,014 0,9036 0,9174

7 x 7 35,44 0,014 36,375 0,022 0,9486 0,9574

10 x 10 37,36 0,022 37,995 0,033 1 1

15 x 15 39,435 0,027 39,6 0,014 1,0555 1,0422

20 x 20 40,985 0,033 40,7375 0,022 1,097 1,072

25 x 25 41,945 0,014 41,435 0,037 1,123 1,091

30 x 30 42,6975 0,022 41,995 0,027 1,1429 1,1053

35 x 35 43,14 0,017 42,3 0,014 1,1547 1,1133

40 x 40 43,39 0,014 42,475 0,033 1,1614 1,1179 Tabel 14: Gemiddeld gemeten output factoren met de PTW Farmer voor verschillende veldgroottes

De ladingen gemeten door de Farmer zijn dubbel zo groot bij het aanleggen van een half zo grote

spanning (400V i.p.v. de nominale 800V van de Microlion). Ladingen gecollecteerd en gemeten in

lucht (het actief volumemedium van de PTW Farmer detector) worden minder afgeremd vergeleken

met ladingen gedetecteerd via iso-octaan vloeistof aanwezig in de PTW Microlion. Om over een

voldoende hoge ladingsdetectie te beschikken, moet aan de PTW Microlion ionisatiekamer een

gepaste (hogere) nominale spanning aangelegd worden.

57

Onderstaande grafieken geven een vergelijking weer tussen de genormaliseerde meetwaarden van

de PTW Microlion en PTW Farmer detector.

Figuur 27: Vergelijken van genormaliseerde outputfactoren Microlion/Farmer bij 6MV

Figuur 28: Vergelijken van genormaliseerde outputfactoren Microlion/Farmer bij 15MV

Beide grafieken hebben onderling eenzelfde karakteristiek. Zoals gewenst ligt de intersectie tussen

de PTW Farmer en PTW Microlion curve op de genormaliseerde 10x10 cm² veldgrootte. Bij kleine

veldgroottes, die zich voor de intersectie bevinden, liggen de outputfactoren van de PTW Farmer iets

lager dan de PTW Microlion. Hierbij onderschat de PTW Farmer ionisatiekamer de geleverde dosis

tegenover de dosis gedetecteerd door de PTW Microlion. Eens wordt gekeken naar grote velden is

dit effect omgekeerd. De PTW Microlion detector onderschat in deze gebieden de totaal aanwezige

stralingswaarde, wat de PTW Farmer niet doet. Dit effect is te verwachten aangezien uit de

technische literatuur fiche blijkt dat de ionisatiekamer vooral geschikt is voor kleine velden

dosimetrie. Indien de kamer gebruikt wordt voor grotere velden dient rekening gehouden te worden

dat de detector een iets kleinere dosis (dan effectief aanwezig) zal signaleren. Eens dit in gedachte,

kan het gebruik van de Microlion bij grotere velden aanvaard worden als een benaderende

58

dosismeting. Het grote voordeel hierbij is dat de kamer op die manier over een wijd veldbereik

beschikt en zo alle veldparameters praktisch bepaald kunnen worden.

Onderstaande figuren tonen de relatief verkregen ladingen gemeten door beide detectoren bij de

verschillende fotonbundelkwaliteiten.

Figuur 30: Vergelijken van relatieve outputfactoren Microlion bij 6MV en 15MV

Figuur 29: Vergelijken van relatieve outputfactoren Farmer bij 6MV en 15MV

Beide grafieken vertonen een praktisch zelfde karakteristieke vorm met als grootste verschil dat de

hoeveelheid gecollecteerde ladingen voor 200 MU in de farmer nagenoeg precies het dubbel is van

deze verzameld in de Microlion. De intersectie tussen de Farmer en Microlion curve is in kleine mate

verschoven naar rechts bij hoger gemeten ladingsenergie.

Zowel voor de PTW Farmerdetector als de PTW Microlion ionisatiekamer is er een kleine relatieve

dosisonderschatting aanwezig bij het bestralen van kleine veldgroottes voor 6MV. Wanneer een

vierkant stralingsveld groter dan 15x15 cm² wordt gebruikt, vindt er een verticale verschuiving plaats.

Voor deze grotere stralingsvelden met zelfde energie van 6MV is er een kleine overschatting qua

59

relatieve dosis tegenover hogere fotonbundelkwaliteiten. Deze shift bij lage energieën kan te wijten

zijn aan de drie belangrijkste vormen van fotonen interactie, met in het bijzonder aan de

gevoeligheid voor verschillen in foto-elektrische absorptie. Terwijl voor de hogere fotonenergie deze

bij kleine velden gevoeliger is voor elektronisch onevenwicht en meer kan worden afgeremd aan de

hoeken. Op die manier levert de materie een bijdrage die ietwat verschillend is voor de twee

energieën.

Verder kunnen nog kleine meetbare verschillen optreden als gevolg van onzuiverheden (via de

gebruikte connectoren die een lek kunnen impliceren), de duur van de meting als ook de

gevoeligheid aan de drift van de Tansoft (aangezien het herhalingsexperiment hierop toch een

belangrijke invloed heeft).

Zoals verwacht bevestigt de PTW Microlion een goeie detector te zijn voor kleine velden dosimetrie

en wordt de aanwezige dosis voor grotere stralingsvelden wat onderschat. Toch kan de

vloeistofgevulde ionisatiekamer gebruikt worden voor veel verschillende dosismetingen door het feit

dat de detector over een middelgroot veldbereik beschikt.

4.5 Resultaten PDD's

De PDD dosismetingen worden zoals aangegeven in water verricht voor de drie verschillende

ionisatiekamers (PTW Semiflex 30010, PTW PinPoint 3D 31014, PTW Microlion) in functie van de

bestraalde veldgroottes.

Voor eenzelfde energie, namelijk 15MV, wordt hieronder een onderzoek gedaan naar het verschil in

geabsorbeerde dosis tussen beide referentiekamers en de vloeistofgevulde PTW Microlion, dit

uiteraard voor veranderende dieptes en veldgroottes. Om een zo groot mogelijk contrast op te

merken worden de twee kleinste velden (1x1 cm² en 2x2 cm²) vergeleken met de grootste twee

(10x10 cm² en 30x30 cm²). Alle verkregen curves worden steeds genormaliseerd op een diepte van

27 mm daar op deze plaats voor 15MV fotonbundels telkens Dmax optreedt.

Onderstaande vier figuren vertonen telkens de gemeten procentuele maximale dosis in functie van

de diepte van het fantoom. Hierbij wordt een mooie vergelijking gemaakt tussen de aanbevolen

referentie kamer en de te onderzoeken PTW Microlion detector.

60

Figuur 30: PDD vergelijkingscurve voor klein veld (1x1 cm²) bij 15MV

Figuur 31: PDD vergelijkingscurve voor klein veld (2x2 cm²) bij 15MV

61

Figuur 32: PDD vergelijkingscurve voor referentie veld (10x10 cm²) bij 15MV

Figuur 33: PDD vergelijkingscurve voor groot veld (30x30 cm²) bij 15MV

De vier grafieken vertonen een sterk veranderend beeld naargelang veldgrootte en dosisdiepte. In de

eerste grafiek met veldgrootte 1x1 cm² is een sterk gelijklopend verband aanwezig tussen beide

detectoren indien naar geringe dosisdiepte gekeken wordt. Een te verwachten resultaat aangezien

uit literatuurstudie gebleken is dat de PTW PinPoint een sterke referentie is voor kleine velden

62

(Martens et al. 2000 [12]; Das et al. 2008 [16]; Alfonso et al. 2008 [2]). Eens een diepte van 1,5 à 2 cm

bereikt wordt komen beide curves alsmaar verder en verder van elkaar te liggen. Zo zal de PTW

Microlion steeds een iets grotere dosis opmerken voor media dieper gelegen in het waterfantoom.

Eenzelfde fenomeen is op te merken bij stralingsveld 2x2 cm². Op die manier kan gesteld worden dat

de ionisatiekamer bij hele kleine velden een lichte overrespons weergeeft voor dieper gelegen

media.

In de onderste twee grafieken wordt in plaats van de PTW PinPoint 3D 31014 de PTW Semiflex 30010

gehanteerd daar deze nauwkeuriger en preciezer is voor semigrote en grote velden. Opmerkelijk

hierbij is het sterk veranderende karakter van de PTW Microlion. De vloeistofgevulde detector zal

niet langer grotere dosissen detecteren in dieper gelegen media. Er treedt bij groter wordende

velden een kleine onderrespons op. Hoe groter de te bestralen veldgrootte, hoe sterker de

onderrespons van de kamer.

Het dosisverschil tussen de variërende veldgroottes kan duidelijker worden weergegeven aan de

hand van gesimuleerde fitting functies en curves. Elk onderling verschil in percent maximale dosis

tussen referentie detector en Microlion wordt door lineaire regressie bepaald. Dit voor alle gemeten

veldgroottes bij zowel 6MV als 15MV. Om eenzelfde vergelijking te maken wordt gekozen om de

fittingfuncties te bepalen op een diepte van 30 cm. De keuze om de functies op 30 cm te

onderzoeken komt van de redenering dat de meeste diepst gelegen waterfantoom metingen op deze

diepte gebeuren en daar grote verschillen tussen beide curves kunnen verwacht worden (verst weg

van de genormaliseerde Dmax dosiswaarde). Voor elk verschil in geabsorbeerde dosis heersend bij alle

veldgroottes wordt een vergelijkende functie opgesteld. Deze functies worden voorgesteld in

onderstaande tabellen.

6MV

Veldgrootte[mm x mm] Gefitte functie y=f(x) Verschil op een diepte y=f(x=300mm )

10x10 y=-0,0074x-0,2793 -2,4993

20x20 y=-0,0024x-0,1154 -0,8354

30x30 y=-0,0031x-0,2621 -1,1921

40x40 y=-0,003x+0,0669 -0,0231

50x50 y=-0,005x-0,0995 -0,2495

100x100 y=-0,0114+1,0871 0,7451

300x300 y=-0,0019x-0,5278 -0,5848

Tabel 15: Gefitte functies die absolute dosis verschillen weergeven in functie van de verschillende veldgroottes bij 6MV

15MV

Veldgrootte[mm x mm] Gefitte functie f(y) Verschil op een diepte y=f(x=300mm )

10x10 y=-0,0113x+0,2129 -3,1771

20x20 y=-0,0063x+0,0241 -1,8659

30x30 y=-0,0078x+0,8408 -1,4992

40x40 y=-0,0081x+0,6244 -1,8056

50x50 y=-0,0094x+0,864 -1,956

100x100 y=-0,0038+0,1143 -1,0257

300x300 y=-0,0036x+0,6553 -0,4247 Tabel 16: Gefitte functies die absolute dosis verschillen weergeven in functie van de verschillende veldgroottes bij 15MV

63

Deze berekende fitting parameters geven het absoluut verschil weer tussen beide PDD curves en

kunnen worden voorgesteld in functie van de verschillende veldgroottes op vaste diepte 30cm. Om

een benaderende functie weer te geven van deze grafiek wordt een logaritmische kromme gefit voor

beide fotonbundelkwaliteiten (zie figuren 35 en 36).

Figuur 34: Absoluut dosisverschil tussen referentiekamers en microlion i.f.v. de veldgroottes bij 15MV en 30cm diepte.

Figuur 35: Absoluut dosisverschil tussen referentiekamers en microlion i.f.v. de veldgroottes bij 6MV en 30cm diepte

Zoals reeds werd aangegeven en hier ook duidelijker op beide grafieken te zien is, bevindt het grootste absoluut verschil in procentuele dosis (met diepte 30 cm) zich vooral bij de kleinere velden (1x1; 2x2; 3x3 en 4x4 cm²). Het negatieve absoluut verschil duidt hier op de gemeten overrespons (tegenover de PTW PinPoint) die vooral aanwezig blijkt te zijn bij kleine velden. Eens de curve zich verder manifesteert richting grotere velden zien we bij lagere fotonenbundels een ommekeer. Daar heerst een positief absoluut verschil dat duidt op lichte onderrespons van de kamer vergeleken met de PTW Semiflex referentiekamer. Dit fenomeen was te verwachten daar de PTW Microlion in zijn technische fiche wordt voorgesteld als ideale detector voor kleine stralingsvelden.

64

4.6 Resultaten dwarsprofielmetingen Om de invloed van de penumbra en het schoudereffect voor verschillende veldgroottes bij de PTW Microlion detector optimaal te analyseren worden dwarsprofielmetingen uitgevoerd. De dwarsprofielmetingen gebeuren op verschillende diepte bij meerdere veldgroottes aanbevolen door Elekta medical systems. Onderstaande grafiek vertoont vier gemeten microlion dwarsprofielen op aangegeven diepte voor 6MV met veldgrootte 2x2 cm².

Figuur 36: Dwarsprofiel voor Microlion met een 6MV-bundel, 2x2cm² op dieptes van 1,5 cm tot en met 20 cm.

Wanneer overlapping optreedt zoals in de onderste regio's van de penumbra's is het moeilijk een

nauwkeurige conclusie te trekken. Om een duidelijke dosisvergelijking te maken voor de

verschillende veldgroottes tussen de PTW PinPoint/PTW Semiflex tegenover de PTW Microlion moet

een keuze gemaakt worden voor de diepte van de op te meten dosisprofielen. Hiervoor raden

verschillende stralingsfysici 10 cm aan daar deze vaak als genormaliseerde waarde genomen wordt.

Volgende grafiek presenteert twee aan elkaar geverifieerde dosisprofielen beide gemeten op diepte

10 cm.

65

Figuur 37: Vergelijking dwarsprofielen Microlion vs. PinPoint, 15MV-bundel, 2x2cm² op een diepte van 10 cm.

Beide genormaliseerde curven vertonen een sterk gelijklopend verloop. De overgangsteilheid in de

penumbra regio's verschillen ietwat met elkaar. Het dosis dwarsprofiel van de PTW PinPoint

ionisatiekamer zal zich eerder in de grenzen van het stralingsveld bevinden. De penumbra regio is er

groter dan die van de PTW Microlion ionisatiekamer. Dit kan er op wijzen dat de PTW PinPoint in

kleine mate gevoeliger is voor de zijwaartse strooistraling die er aanwezig zal zijn.

Om een klare kijk te hebben op het afwijkende gedrag van de referentiekamers tegenover de

microlion is er een errorratio berekend en dit over het volledige verloop voor de vergelijkende

dosisprofielen. Hierbij wordt gekozen om de verschillen na te gaan voor zowel kleine en grote velden

als voor de verschillende fotonbundelkwaliteiten. Voor het kleine stralingsveld wordt voor 3x3 cm²

geopteerd, terwijl als groot veld 10x10 cm² genomen wordt. Onderstaande twee grafieken vertonen

een procentueel ratio verschil tussen beide detectoren voor het klein 3x3 cm² stralingsveld bij 6MV

en 15MV.

66

Figuur 38: Ratio vergelijking dwarsprofielen Microlion vs. PinPoint, 6MV-bundel, 3x3cm² op een diepte van 10 cm.

Figuur 39: Ratio vergelijking dwarsprofielen Microlion vs. PinPoint, 15MV-bundel, 3x3cm² op een diepte van 10 cm.

67

Beide bovenstaande grafieken vertonen zoals verwacht hun grootste procentuele verschillen in de

penumbra regio's. Uiteraard zal er nooit een verschil optreden op maximale dosis daar op deze

positie de profielen aan elkaar genormaliseerd worden.

De dwarsprofielen zijn als reeds aangegeven en nu ook bevestigd in de praktijk nooit helemaal vlak.

Hierbij is het voldoende als het dwarsprofiel een voldoende afgevlakte plateau bezit. De procentuele

afwijking van de dosis op 10 mm van de centrale as, ten opzichte van de dosis op de as bedraagt er

een vergelijkingsratio minder dan 4% op de diepte van de maximale dosis. Voor beide grafieken is dit

het geval en beschikken de curven met andere woorden over een voldoende afgevlakte plateau.

Het schoudereffect voor beide energieën is gelijkaardig net als de overcompensatie aan de rand van

beide dosisprofielen, terwijl het effect van de penumbra voor beide curven ietwat meer afwijkt bij

dalende energie. De errorratio bij 6MV overstijgt een relatief procentueel verschil van 10% in het

penumbra gedeelte. De vloeistofgevulde PTW Microlion ionisatiekamer vertoont bij lagere energieën

een kleinere penumbra regio vergeleken met de luchtgevulde PTW PinPoint detector. De stijging in

penumbrale afstand voor de luchtgevulde ionisatiekamer zal te wijten zijn aan de grotere

gevoeligheid van zijwaartse strooistraling.

Eenzelfde vergelijking wordt gemaakt in onderstaande twee grafieken die op identieke manier een

procentueel ratio verschil presenteren tussen beide detectoren, maar nu voor een groot 10x10 cm²

stralingsveld.

Figuur 40: Ratio vergelijking dwarsprofielen Microlion vs. Semiflex, 6MV-bundel, 10x10cm² op een diepte van 10 cm.

68

Figuur 41: Ratio vergelijking dwarsprofielen Microlion vs. Semiflex, 6MV-bundel, 10x10cm² op een diepte van 10 cm.

Bovenstaande 10x10 cm² grafieken vertonen op zelfde wijze zoals verwacht hun grootste

procentuele verschillen in de penumbra regio's.

Ook hier is de procentuele afwijking van de dosis op 10mm van de centrale as, ten opzichte van de

dosis op de as minder dan 4% op de diepte van de maximale dosis en kunnen de curven aanzien

worden als voldoende vlak.

Het schoudereffect voor beide energieën is niet langer gelijkaardig als voor kleine velden. Er heerst

een verschillende overgang in steilheid aan de schouders waarbij de penumbra regio van de PTW

Semiflex ionisatiekamer minder vlug wordt doorlopen. De richtingscoëfficiënt is er voor beide

energieën veel minder scherp vergeleken met de PTW Microlion. Hoewel er een uitschieter is van net

20% (relatief) ratioverschil in de penumbra regio voor 15MV stralingsbundels is het absoluut

gemiddelde ratioverschil voor 6MV terug groter in beide regio's. Hieruit kan gesteld worden (net als

de grafiek ook toont) dat de vloeistofgevulde PTW Microlion ionisatiekamer bij lagere energieën

scherper en kleinere penumbra regio opmeet vergeleken met de luchtgevulde PTW Semiflex

ionisatiekamer. De stijging in penumbrale afstand voor deze halfgrote luchtgevulde ionisatiekamer

kan net als bij de PTW PinPoint te wijten zijn aan de grotere gevoeligheid van lucht aan zijwaartse

strooistraling of aan het feit dat het sensitief volume van de PTW Microlion ionisatiekamer kleiner is

en/of beter gepositioneerd staat, in de richting van de meting, vergeleken met het actief volume van

de PTW Semiflex.

69

4.7 Resultaten kleine MU test voor PTW microlion en PTW farmer Om het effect te bestuderen wordt de relatieve actuele dosis verkregen door in één tijd een bepaald

aantal monitor units (MU) te leveren. De actuele dosis wordt hierbij vergeleken met de stapsgewijze

verkregen dosis. Door in een verschillend aantal stappen te stralen wordt een duidelijk verloop

geschetst qua dosis. Het is van belang dat het klein aantal gegeven MU kan beschouwd worden als

stabiel en betrouwbaar voor het verkrijgen van correcte ladingsmetingen. Ter controle op de

bekomen resultaten wordt daarom een maximale afwijking van maximum 2% toegestaan tegenover

het procentueel gemiddelde. Onderstaande tabellen geeft het gemiddeld gemeten resultaat weer

voor de luchtgevulde PTW Farmer ionisatiekamer bij 6MV.

Resultaten voor de gemeten actuele ladingen bij 20 MU.

6MV Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

20 MU 3,0934 0,011 Tabel 17: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20MU in 1 stap (PTW Farmer bij 6MV)

Gemiddeld wordt een relatieve dosiswaarde van 3,0934 nC gemeten.

Vervolgens de gefractioneerde relatieve dosiswaarden in stappen van 2 MU.

10 x 2 MU Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

2 0.31292 0,012

4 0.62142 0,017

6 0.92914 0,015

8 1.2382 0,017

10 1.548 0,013

12 1.8564 0,014

14 2.1656 0,015

16 2.4746 0,013

18 2.7799 0,014

20 3.09 0,014 Tabel 18: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20MU in 10 stappen (PTW Farmer bij 6MV)

De gemiddeld verkregen stapsgewijze relatieve dosiswaarde ligt iets lager dan de eerder opgemeten

actuele. Hier is een dominant effect van ladingsverlies aanwezig. Telkens een volgende meting wordt

uitgevoerd is er een klein relatief ladingsverlies van om en bij 0,03 nC. Hierbij zou kunnen gedacht

worden aan het feit dat lucht aanwezig in de kamer minder lang (in vergelijking met vloeistofgevulde

ionisatiekamers) zijn lading kan bijhouden waardoor er telkens een lek optreedt tussen elke

opgemeten stralingsstap.

Onderstaande tabellen geeft het gemiddeld gemeten resultaat weer voor de gasgevulde PTW Farmer

ionisatiekamer bij 15MV.

Resultaten voor de gemeten actuele lading bij 20 MU.

15MV Gemiddelde [nC] Standaardafwijking[]

20 MU 3.1378 0,013 Tabel 19: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20MU in 1 stap (PTW Farmer bij 15MV)

Gemiddeld wordt een relatieve dosiswaarde van 3,1378 nC gemeten.

70

Vervolgens de gefractioneerde dosiswaarden in stappen van 2 MU.

10 x 2 MU Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

2 0.3216 0,014

4 0.6388 0,015

6 0.957 0,014

8 1.277 0,013

10 1.5952 0,015

12 1.9144 0,014

14 2.23332 0,015

16 2.5508 0,016

18 2.868 0,018

20 3.1866 0,017 Tabel 20: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20MU in 10 stappen (PTW Farmer bij 15MV)

De tabel toont een overschatte waarde van de eerder actuele opgemeten relatieve dosiswaarde.

Indien dus met andere woorden in fracties zal worden bestraald is er een verhoogde lading meetbaar

die de luchtgevulde detector opvangt. Deze is echter heel klein en bedraagt zo'n 1,53%.

Dezelfde metingen worden vervolgens uitgevoerd met de Microlion ionisatiekamer. Er kan hierbij

verwacht worden dat de procentuele afwijking groter zal zijn aangezien vloeistofgevulde detectoren

de gecollecteerde ladingen langer bijhouden en een grotere opstapeling zal zijn van ladingen.

Onderstaande tabellen geven de gemiddeld gemeten resultaten weer met hun standaardafwijkingen

voor de vloeistofgevulde PTW Microlion ionisatiekamer bij 6MV.

Hieronder wordt de gemiddeld gemeten actuele lading voor 20 MU weergegeven.

15MV Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

20 MU 1.493 0,018 Tabel 21: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20MU in 1 stap (PTW Microlion bij 6MV)

Gemiddeld wordt een relatieve dosiswaarde van 1,493 nC gemeten.

Vervolgens de gefractioneerde dosiswaarden in stappen van 2 MU.

10 x 2 MU Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

2 0.1505 0,012

4 0.3058 0,014

6 0.4591 0,014

8 0.614 0,013

10 0.7675 0,014

12 0.9234 0,015

14 1.078 0,014

16 1.234 0,015

18 1.389 0,015

20 1.547 0,016 Tabel 22: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20MU in 10 stappen (PTW Microlion bij 6MV)

De gemiddelde relatieve dosis bij het geven van 20 MU in één keer levert een waarde van 1,493 nC.

Indien voor eenzelfde tijdspan van totaal 20 MU de meting wordt uitgevoerd in tien fracties stijgt de

ladingsdosis. Het procentueel verschil bedraagt hierbij 3,5%.

71

In vergelijking met de PTW Farmer (waar zelfs een daling wordt waargenomen) blijft in de PTW

Microlion nog altijd een kleine hoeveelheid lading aanwezig van voorgaande straling. Logisch,

aangezien hier in hele korte tijdsintervallen gestraald en gemeten wordt en de vloeistof iso-octaan

langer passerende ladingsdragers aan zich bindt vergeleken met lucht. Door aanwezigheid van die

belangrijke vloeistofeigenschap en het optredend postradiatie effect (een kleine hoeveelheid

achtergebleven stralingsdeeltjes in het actief volume van de ionisatiekamer kort na de bestraling) is

de procentuele overschatting van 3,5% tegenover de actuele dosis een te verwachten resultaat. Het

postradiatie effect is afhankelijk van de duur van de opeenvolgende metingen (wat zo nauwkeurig

mogelijk en gelijk moet zijn voor alle fracties) en van de gevoeligheid aan de drift van de Tansoft.

Onderstaande tabellen geven de gemiddeld gemeten resultaten weer voor de vloeistofgevulde PTW

Microlion ionisatiekamer bij 15MV.

Resultaten voor de gemeten actuele lading voor 20 MU.

15MV Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

20 MU 1.503 0,014 Tabel 23: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20 MU in 1 stap (PTW Microlion bij 15MV)

Hierbij wordt een relatieve actuele dosiswaarde van 1,503 nC gemeten.

Vervolgens de gefractioneerde dosiswaarden in stappen van 2 MU.

10 x 20 MU

Gemiddelde [nC] Standaardafwijking []

20 0.1548 0,012

40 0.3127 0,013

60 0.4705 0,014

80 0.628 0,013

100 0.7848 0,014

120 0.9434 0,014

140 1.1 0,016

160 1.258 0,015

180 1.416 0,014

200 1.574 0,016 Tabel 24: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20MU in 10 stappen (PTW Microlion bij 15MV)

Net zoals bij 6MV is hier een overschatting van relatieve dosis aanwezig. De grootte hiervan is

gestegen (in vergelijking met 6MV) tot namelijk 4,72%. Een te verwachten resultaat aangezien bij

hogere energieën meer ladingen worden vrijgelaten en dus het postradiatie effect alleen maar groter

is.

72

4.8 Resultaten hoekafhankelijkheidsmeting

Het meten van de hoekafhankelijkheid van een ionisatiekamer is van belang om de

detectorefficiëntie in elk segment te bepalen. Zoals eerder besproken worden in deze thesis twee

hoekafhankelijkheidsmetingen uitgevoerd. De eerste gebeurt in lucht, terwijl voor de tweede een

speciaal cilindrisch polystyreen fantoom wordt gemaakt. In de volgende twee paragrafen worden de

resultaten weergegeven en besproken.

4.8.1 Resultaten in lucht

In het eerst onderzoek zal de hoekafhankelijkheid van de detector gemeten worden door de gantry

van de lineaire versneller te laten roteren van 0° tot 360°, inclusief in de 180°-zone waar de

kabelaansluiting van de detector aanwezig is. In die laatstgenoemde zone wordt een kleine wijziging

in respons verwacht. De gantry rotatie wordt uitgevoerd in stappen van 15° zodat precies 24

angulaire dosissegmenten kunnen worden vergeleken met elkaar.

Volgende tabel geeft de relatieve gemeten waarden terug voor 6MV fotonbundels waarbij de gantry

een volledige cirkel beschrijft. In de laatste kolom zijn de genormaliseerde dosiswaarden terug te

vinden om een duidelijke angulaire dosisdistributie weer te kunnen geven.

Hoek [°] Gemiddelde [] Standaardafwijking [] Genormaliseerd [%]

0 9,06 0,014 100

15 9,37 0,014 103

30 10,18 0 112

45 11,56 0 128

60 13,48 0 149

75 15,52 0,014 171

90 17,21 0 190

105 18,40 0,01 203

120 19,21 0 212

135 20,00 0,014 221

150 20,68 0,01 228

165 19,54 0,014 216

180 12,64 0 139

195 - - -

210 20,63 0,014 228

225 -- - -

240 19,11 0,01 211

255 - - -

270 16,87 0,014 186

285 - - -

300 13,08 0,01 144

315 - - -

330 9,98 0,014 110

345 - - - Tabel 25: Relatieve gemeten angulaire dosiswaarden bij 6MV voor de PTW MicroLion.

73

In de tabel worden de symmetrisch gelegen segmenten in eenzelfde kleur geplaatst om zo een

duidelijk overzicht te bewaren. Bij deze overeenkomstige waarden is het (grootste) procentueel

verschil kleiner dan 3%. Dat er toch een verschil optreedt is waarschijnlijk te wijten aan de niet

perfecte opstelling van de kamer tegenover het isocentrum van het 3D-laser referentiesysteem.

Zoals eerder vermeld wordt op de nul-doorgangspositie van de gantry een normalisatie doorgevoerd

(zie ook tabel). Op die manier kan een duidelijk beeld van de angulaire dosisdistributie geschept

worden tegenover alle segmentregio's (zie figuur 43).

Dezelfde meting wordt overgedaan voor 15MV. Onderstaande tabel geeft hierbij de relatieve

gemeten waarden.

Hoek [°] Gemiddelde [] Standaardafwijking [] Genormaliseerd [%]

0 5,543 0,018 100

15 5,759 0,014 104

30 6,324 0,018 114

45 7,343 0,014 132

60 8,915 0,014 161

75 10,73 0,01 194

90 12,37 0 223

105 13,54 0,014 244

120 14,45 0 261

135 15,69 0,01 283

150 16,95 0 306

165 16,88 0,01 305

180 12,39 0 223

195 - - -

210 16,8 0 303

225 -- - -

240 14,35 0 259

255 - - -

270 12,04 0 217

285 - - -

300 8,55 0,014 154

315 - - -

330 6,183 0,018 112

345 - - - Tabel 26: Relatieve gemeten angulaire dosiswaarden bij 15MV voor de PTW MicroLion in lucht.

Net als bij de eerste tabel worden de overeenkomstig gelegen segmenten in zelfde kleur geplaatst en

is terug een normalisatie doorgevoerd bij standaard positie van de gantry. Hier is het grootste

procentueel verschil tussen de symmetrische segmenten iets groter, namelijk 4%. Dit kan te wijten

zijn aan het stralen met een hogere fotonbundelkwaliteit (15MV). De sterker energetische bundel

kan ervoor zorgen dat (in klein mate) een grotere attenuatie optreedt in het materiaal waardoor het

effect van diezelfde bundel ietwat meer zal afwijken. Ook het feit dat de kamer niet helemaal perfect

in het isocenter staat kan een invloed hebben op deze deviaties.

In beide voorgaande tabellen is een duidelijke zelfde angulaire verschuiving in dosisdistributie waar

te nemen. Het effect van de verstrooide elektronen contaminatie in lucht is dus met andere woorden

niet afhankelijk van de energie. De verschuiving in dosis is zoals verwacht naar de onderste

74

segmenten toe, waar het dus met andere woorden moeilijker is en vooral langer duurt (wegens het

omringend detectormateriaal) om het actief volume van de Microlion ionisatiekamer te bereiken.

De gemiddelde meetwaarden van de beide bundelenergieën verschillen tamelijk sterk. Bij

genormaliseerde starttoestand met 15MV stralingsbundels (gantryhoek 0°) is aan het

detectoroppervlak een veel minder grote dosis aanwezig vergeleken met 6MV stralingsbundels. Een

logische verklaring hiervoor is het feit dat voor beide fotonbundelkwaliteiten een sterk verschil in

build-up voor beide PDD-curves aanwezig is. Hoe groter de energie van de stralingsbundels hoe

langer de build-up van de curve duurt. Vandaar dat bij hogere fotonbundelkwaliteiten het groter

build-up bereik eerder en dus ook lager in relatieve dosiswaarde begint.

De grootste invloed voor beide energetische stralingsbundels is terug te vinden in onderste vier

segmenten van de circulaire gantry rotatie, dit deels door de praktische opstelling van de meting. De

bestraling van de ionisatiekamer gebeurt in deze segmentregio's als het ware voor een klein gedeelte

doorheen de constructie van de tafel. Dit samen met de aanwezigheid van de detectorkabel zorgt

ervoor dat nog een extra verschuiving in dosisdistributie optreedt. De grootste reden van deze

verschuiving in de onderste segmenten is te wijten aan het build-up effect van de detector. Ook de

stralingsbundels worden niet gehanteerd volgens de kalibratie voorwaarden van de kamer (Physics

of Radiation Therapy, 3rd Ed. [35]). Vooraleer de stralingsbundels het sensitief volume bereiken,

worden deze sterk verstrooid aan het detectormateriaal. Door de verschillende meetrichtingen kan

het materiaal zich niet altijd perfect symmetrisch rond het sensitief volume van de kamer bevinden.

De stralingsdeeltjes zullen in verschillende richtingen meer verstrooien waardoor het sensitief

volume in deze richtingen een grotere directe en indirecte dosisdistributie ontvangt. Op die manier is

een veel grotere dosis meetbaar in verschillende segmenten van de vloeistofgevulde ionisatiekamer

die overigens over geen build-up cap beschikt.

Volgende figuur die de angulaire dosisdistributie voor beide fotonbundelkwaliteiten voorstelt maakt

dit duidelijk.

75

Figuur 42: Angulaire dosisdistributie in lucht voor PTW MicroLion bij 6MV en 15MV

Zoals reeds vermeld en duidelijk aantoonbaar in de tabellen met meetresultaten vindt er een angulaire dosisverschuiving plaats. Hoe meer naar onder toe, hoe groter de procentuele verschillen. De geplotte figuur is voor verscheiden segmenten een gefitte benadering tussen twee gemeten segmentwaarden. Op die manier kan een volledige dosisdistributie voorgesteld worden. De fitting gebeurde door uitmiddeling en symmetrische spiegeling van reeds opgemeten dosiswaarden. De tweede meting is ter controle van drift en voor het verkrijgen van een eenduidige dosisdistributie op positie bij nuldoorgang. De tafel maakt als reeds aangegeven een semi circulaire roterende beweging van -90° tot +90° in het dwarsvlak van de lineaire versneller. De MicroLion wordt dus met andere woorden roterend verplaatst in eenzelfde vlak waardoor een minimale gemeten hoekafhankelijkheid aanwezig zou mogen zijn. Daar het hier enkel en alleen maar gaat over de controle van de kamer wordt de meting in segmenten van 30° en slechts twee keer uitgevoerd.

Volgende tabel geeft de relatieve gemeten dosiswaarden terug voor 6MV fotonen stralingsbundels waarbij de tafel en niet de gantry een halve circulaire beweging beschrijft.

Hoek [°] Meting1 [nC] Meting2 [nC]

-90 9,054 9,055

-60 9,057 9,059

-30 9,054 9,056

0 9,058 9,058

30 9,058 9,058

60 9,057 9,056

90 9,054 9,056 Tabel 27: Relatief gemeten angulaire dosiswaarden bij rotatie tafel (6MV).

76

In onderstaande tabel de angulaire dosiswaarden uitgevoerd voor 15MV fotonen stralingsbundels.

Hoek [°] Meting1 [nC] Meting2 [nC]

-90 5,541 5,541

-60 5,539 5,54

-30 5,541 5,54

0 5,541 5,542

30 5,539 5,54

60 5,541 5,542

90 5,54 5,541 Tabel 28: Relatief gemeten angulaire dosiswaarden bij rotatie tafel (15MV).

De resultaten van de metingen komen mooi overeen met de verwachtingen. De PTW Microlion ionisatiekamer draait in hetzelfde vlak van het stralingsveld en kan dus onmogelijk afhankelijk zijn van de stralingsrichting. Deze metingen werden ongeveer 2 uur na voorgaande roterende gantry metingen uitgevoerd. Hieruit blijkt dat de gemeten dosiswaarden van de tweede meting niet veel verschillen met de dosiswaarden gemeten op nul-doorgang, wat wil zeggen dat de kamer tijdens het uitvoeren van de metingen niet onderhevig was aan elektronendrift.

4.8.2 Resultaten in fantoom

De resultaten van de gemeten angulaire dosisafhankelijkheden in lucht leveren zoals verwacht een

niet gelijkmatige dosisdistributie. Het cilindrisch fantoom moet zorgen voor een meer egale

dosismeting met de ionisatiekamer daar deze over een perfect homogene structuur bezit.

De gantry rotatiemeting zal op dezelfde manier fotonenbundels op de detector vrijlaten, maar zullen

in tegenstelling tot in vrije lucht nu even sterk in elke angulair segment worden afgezwakt.

Volgende tabel geeft de relatieve gemeten waarden terug voor 6MV fotonen stralingsbundels

waarbij de gantry een volledige cirkel beschrijft.

Hoek [°] Gemiddelde [] Standaardafwijking [] Genormaliseerd [%]

0 18,41 0,01 100

15 18,42 0,014 100,1

30 18,54 0 100,7

45 18,56 0,01 100,8

60 18,56 0,014 100,8

75 18,55 0 100,7

90 18,44 0 100,2

105 18,3 0,014 99,4

120 18,17 0,01 98,7

135 18,08 0,014 98,2

150 18,21 0 98,9

165 18,23 0,014 99

180 16,19 0 88

195 - - -

210 18,09 0,018 98,2

225 -- - -

240 18,06 0,014 98,1

77

255 - - -

270 18,39 0 99,9

285 - - -

300 18,53 0,01 100,7

315 - - -

330 18,49 0 100,5

345 - - - Tabel 29: Relatieve gemeten angulaire dosiswaarden bij 6MV voor de PTW MicroLion in polystyreen fantoom.

In de tabel worden de symmetrisch gelegen segmenten net als bij de dosismeting in lucht in een

zelfde kleur geplaatst om zo een duidelijk overzicht te bewaren. Bij deze overeenkomstige waarden is

het grootste procentueel telkens kleiner dan 1%. Hieruit kan besloten worden dat de metingen zeker

betrouwbaar zijn. Via de laatste tabel die de gemeten waarden normaliseert op positie bij

nuldoorgang kan terug een duidelijk beeld van de angulaire dosisdistributie tegenover alle

segmentenregio's weergegeven worden (zie figuur 44).

Dezelfde meting wordt uiteraard overgedaan voor 15MV. Onderstaande tabel geeft hierbij de

relatieve gemeten waarden.

Hoek [°] Gemiddelde [] Standaardafwijking [] Genormaliseerd [%]

0 17,12 0,01 100

15 17,163 0,014 100,3

30 17,273 0,022 100,9

45 17,33 0 101,2

60 17,35 0,014 101,3

75 17,33 0,01 101,2

90 17,2467 0 100,7

105 17,15 0 100,2

120 17,0133 0,014 99,4

135 16,96 0 99,1

150 17,0466 0,014 99,6

165 17,0467 0,018 99,6

180 15,59 0 91,1

195 - - -

210 16,9533 0,014 99

225 -- - -

240 16,9533 0,014 99

255 - - -

270 17,2333 0,018 100,7

285 - - -

300 17,3166 0,014 101,1

315 - - -

330 17,2633 0,018 100,8

345 - - - Tabel 30: Relatieve gemeten angulaire dosiswaarden bij 15MV voor de PTW MicroLion in polystyreen fantoom.

Net als bij de eerste tabel worden de overeenkomstig gelegen segmenten in zelfde kleur geplaatst en

is terug een normalisatie doorgevoerd bij standaard positie van de gantry. Hier is het grootste

procentueel verschil tussen de symmetrische segmenten iets groter, maar nog altijd niet beduidend

namelijk 2%. Dit waarschijnlijk door het bestralen van het fantoom met een hogere

78

fotonbundelkwaliteit van 15 MV. De sterker energetische bundel kan ervoor zorgen dat een grotere

attenuatie optreedt in het materiaal waardoor het effect van diezelfde bundel ietwat meer zal

afwijken. Ook het feit dat de mogelijkheid bestaat dat de kamer en het fantoom niet helemaal

perfect tegenover elkaar gepositioneerd zijn kan een invloed hebben op deze deviaties.

In vergelijking met lucht verschillen de gemiddelde meetwaarden van de beide bundelenergieën veel

minder. Bij de genormaliseerde starttoestand met 15MV stralingsbundels wordt nog altijd een

minder grote dosis aangetroffen vergeleken met 6MV stralingsbundels. Het kleiner verschil tussen

beide bundelenergieën is een logisch gevolg van het feit dat alle stralingsbundels eerst een gelijke

afstand in eenzelfde medium moeten afleggen vooraleer die het actief volume van de kamer

bereiken.

In beide voorgaande tabellen is in dezelfde segmentenregio's een gelijke angulaire verschuiving waar

te nemen. Het effect van de strooistraling in het fantoom is dus met andere woorden niet afhankelijk

van de energie. De grootste verschuiving in dosis treedt terug op in de onderste segmenten, maar is

niet te vergelijken met die van de metingen in lucht. De verschuiving bedraagt slechts 1 à 2% en is

waar te nemen in volgende onderstaande figuur.

Figuur 43: Angulaire dosisdistributie in cilindrisch fantoom voor 6MV en 15MV

Voor beide fotonbundelkwaliteiten is eenzelfde effect merkbaar. Hoe meer naar onder toe in de

circulaire curve, hoe groter de procentuele verschillen. De geplotte figuur is voor enkele niet

geregistreerde segmenten een gefitte benadering tussen twee gemeten segmentwaarden. Op die

79

manier kan een volledige dosisdistributie voorgesteld worden. De fitting gebeurde door uitmiddeling

en symmetrische spiegeling van reeds opgemeten dosiswaarden.

Net zoals in lucht gebeurt een tweede controlerende meting. De tafel maakt een halve circulaire

roterende beweging van -90° tot +90° in het dwarsvlak van de lineaire versneller. Daar het hier enkel

en alleen maar gaat over de controle (op drift en wijziging in dosisdistributie) van de kamer wordt de

meting in segmenten van 30° en slechts twee keer uitgevoerd. Volgende tabel geven de relatieve

gemeten waarden terug voor de 6MV en 15MV fotonbundelkwaliteiten waarbij de tafel en niet de

gantry een halve circulaire beweging beschrijft.

Hoek [°] Meting1 [] Meting2 []

-90 18,38 18,39

-60 18,37 18,38

-30 18,38 18,38

0 18,41 18,41

30 18,39 18,4

60 18,38 18,39

90 18,39 18,39 Tabel 31: Relatief gemeten angulaire dosiswaarden bij rotatie tafel (6MV).

Hoek [°] Meting1 [] Meting2 []

-90 17,12 17,13

-60 17,12 17,11

-30 17,11 17,11

0 17,12 17,12

30 17,13 17,12

60 17,12 17,13

90 17,13 17,13 Tabel 32: Relatief gemeten angulaire dosiswaarden bij rotatie tafel (15MV).

De resultaatwaarden van de meting komen overeen met wat verwacht werd. Zoals bij de tweede

meting in lucht draait de PTW Microlion ionisatiekamer in hetzelfde vlak van het stralingsveld,

waardoor zelfde meetresultaten bekomen worden. Deze metingen werden zoals vermeld ongeveer 2

uur na voorgaande roterende gantry metingen uitgevoerd, wat wil zeggen dat de kamer tijdens het

uitvoeren van de metingen niet onderhevig was aan elektronendrift.

De derde controlerende meting op het cilindrisch fantoom wordt uitgevoerd om de betrouwbaarheid

van de gemeten angulaire dosisdistributie te checken. Het fantoom ondergaat hierbij een rotatie van

180° en wordt op omgekeerde positie bestraald. Op die manier kunnen de bestraalde

dosissegmenten van deze opstelling perfect vergeleken worden met de gemeten dosiswaarden van

de eerste opstelling. Volgende twee tabellen geven de relatieve gemeten dosiswaarden terug voor

6MV en 15MV.

Hoek [°] Gemiddelde [] Standaardafwijking []

30 (210) 17,9766 0,018

150 (330) 18,4167 0,014

210 (30) 17,273 0,022

330 (150) 18,2033 0,018 Tabel 33: Relatief gemeten angulaire dosiswaarden voor PTW MicroLion bij 6MV en 180° fantoomrotatie

80

Hoek [°] Gemiddelde [] Standaardafwijking []

30 (210) 16,82 0

150 (330) 17,2266 0,01

210(30) 17,2867 0,014

330 (150) 18,2033 0,014 Tabel 34: Relatief gemeten angulaire dosiswaarden voor PTW MicroLion bij 15MV en 180° fantoomrotatie

In beide tabellen wordt in de eerste kolom telkens de overeenkomstige hoek van de standaard

meting weergegeven. De verkregen in wijzerzin geroteerde segmentresultaten komen in het

algemeen goed overeen met de eerder opgemeten dosiswaarden uit tabellen 27 en 28. Dit impliceert

dat de set up en de symmetrie van het fantoom (daar deze over 180° geroteerd werd) zeker

betrouwbaar zijn. Telkens zal met andere woorden evenveel fantoommaterie worden doorkruist

vooraleer het isocenter van het sensitief volume dosis registreert.

4.9 Resultaten fantoom verstrooiingsbijdrage In de eerste meting naar het onderzoek van fantoomverstrooiing wordt een composiet meting

uitgevoerd. De relatieve dosiswaarden worden cumulatief gemeten zodat een volledige

dosisweergave mogelijk is in functie van de doorlopen bundelstrips. Op die manier kan een duidelijke

vergelijking gemaakt worden tussen de verschillende dosisbijdragen.

Onderstaande tabel vertoont de gemeten relatieve dosissen voor de PTW vloeistofgevulde Microlion

ionisatiekamer.

PTW Microlion Relatieve dosis [] (6MV)

Dosis per strip [] (6MV)

Relatieve dosis [] (15MV)

Dosis per strip [] (15MV)

Strip 1 10,9 10,9 6,6 6,6

Strip 2 28,0 17,1 14,4 7,8

Strip 3 47,1 19,1 23,6 9,2

Strip 4 69,2 22,1 38,1 14,5

Strip 5 95,2 26 52,1 14

Strip 6 130,2 35 70,5 18,4

Strip 7 177,4 47,2 95,6 25,1

Strip 8 248,2 70,8 134,5 38,9

Strip 9 375,3 127,1 212,5 78

Strip 10 728,9 353,6 533 320,5

Strip 11 3595 2866,1 3294 2761

Strip 12 3739 144 3697 403

Strip 13 3812 73 3781 84

Strip 14 3859 47 3823 42

Strip 15 3894 35 3849 26

Strip 16 3922 28 3867 18

Strip 17 3945 23 3882 15

Strip 18 3964 19 3894 12

Strip 19 3980 16 3906 12

Strip 20 3995 15 3911 5 Tabel 35: Relatief gemeten ladingsdosissen voor composiet meting (Microlion 6MV en 15MV)

Voor de PTW luchtgevulde Farmer ionisatiekamer wordt precies dezelfde meting doorlopen.

Onderstaande tabel presenteert de gemeten relatieve dosiswaarden.

81

PTW Farmer Relatieve dosis [] (6MV)

Dosis per strip [] (6MV)

Relatieve dosis [] (15MV)

Dosis per strip [] (15MV)

Strip 1 26,6 26,6 17,1 17,1

Strip 2 46,6 20 36,9 19,8

Strip 3 76,5 29,9 59,8 22,9

Strip 4 113,5 37 87,8 28

Strip 5 160,2 46,7 122,2 34,4

Strip 6 221,2 61 166,6 44,4

Strip 7 304,1 82,9 227,1 60,5

Strip 8 426,8 122,7 321,9 94,8

Strip 9 638,8 212 527,9 206

Strip 10 1793 1154,2 1750 1222,1

Strip 11 7166 5373 6941 5191

Strip 12 7855 689 7816 875

Strip 13 8042 187 7993 177

Strip 14 8157 115 8081 88

Strip 15 8234 77 8139 58

Strip 16 8292 58 8181 42

Strip 17 8336 44 8214 33

Strip 18 8372 36 8241 27

Strip 19 8401 29 8264 23

Strip 20 8426 25 8283 19 Tabel 36: Relatief gemeten ladingsdosissen voor composiet meting (Farmer 6MV en 15MV)

De totaal geaccumuleerde dosiswaarden worden cursief weergegeven.

In beide tabellen is duidelijk te zien dat de relatieve dosissen bij 15MV steeds kleiner zijn vergeleken

met deze bij 6MV. Het opgemeten dosisverschil tussen beide fotonbundelkwaliteiten voor zowel de

vloeistof- als luchtgevulde ionisatiekamer is er telkens klein.

Om de respons op fantoomscatter te analyseren worden in beide bovenstaande tabellen de dosissen

per strip bepaald en weergegeven in kolommen drie en vijf.

De grootst gedetecteerde dosisbijdrage bevindt zich zoals verwacht in strip 11 (positie van de

ionisatiekamer). Hoe verder weg van de detector, hoe kleiner de opgemeten dosis. Een te

verwachten resultaat aangezien de fantoomscatterdosis almaar afneemt in functie van de afstand tot

de detector. De vloeistofgevulde PTW MicroLion ionisatiekamer detecteert in strip 11 een grotere

hoeveelheid dosis (tegenover de totaal geaccumuleerde dosis) vergeleken met de luchtgevulde PTW

Farmer ionisatiekamer. De MicroLion heeft daar minder last van onderrespons op fantoomscatter en

is er minder gevoelig vergeleken met de Farmer detector.

De tweede meting in open 20x20 cm² veld gebeurt onder zelfde voorwaarden voor beide detectoren. Onderstaande tabellen vertonen voor de PTW Microlion en PTW Farmer de gemeten dosiswaarden.

PTW Microlion Relatieve dosis [] (6MV) Relatieve dosis [] (15MV)

20 x 20 cm² 4044 3987 Tabel 37: Relatief gemeten dosiswaarden voor een 20x20cm² open veld meting (Microlion 6MV en 15MV)

PTW Farmer Relatieve dosis [] (6MV) Relatieve dosis [] (15MV)

20 x 20 cm² 8631 8482 Tabel 38: : Relatief gemeten dosiswaarden voor een 20x20cm² open veld meting (Farmer 6MV en 15MV)

82

De gemeten dosiswaarden in het open 20x20 cm² veld verschillen onderling zoals verwacht niet erg

veel met die van de composiet meting (een klein percentage hoger zoals blijkt uit tabel 40). Dit kan er

op wijzen dat de lek die optreedt doorheen de leaves van de collimator de lagere head scatter zou

gaan compenseren in de composiet meting (aangezien ongeveer eenzelfde hoeveelheid dosis

opgemeten wordt en geen lek kan optreden bij de open veldmeting). Verder is ook energetisch te

zien dat de relatieve dosissen bij 15MV van iets kleinere aard zijn.

Zoals reeds aangehaald kan de gevoeligheid naar fantoomstrooiing onderzocht worden aan de hand

van een dosisratio voor beide finale dosismetingen. De berekening gebeurt door middel van

volgende vergelijking:

De ratio wordt bij verschillende fotonbundelkwaliteiten bepaald en voor beide detectoren met elkaar vergeleken.

Ratio 6MV 15MV

Microlion 0,987 0,98

Farmer 0,976 0,976 Tabel 39: Dosisratio composiet meting/ de 20x20cm² open veld meting

De ratioverschillen zijn voor beide energieën klein, zowel voor de PTW Microlion als voor de PTW

Farmer wordt praktisch eenzelfde getal weergegeven, waardoor voor dezelfde energie, eenzelfde

gevoeligheid aan fantoomscatter heerst. Dat de ratio’s zo dicht bij 1 liggen, betekent dat lek

aanwezig in de composiet meting nagenoeg de lagere head verstrooiing compenseert.

Belangrijk om op te merken is dat door het uitvoeren van de composiet meting een duidelijk verschil

tussen primaire en fantoom dosisbijdrage kan worden weergegeven. De grootste primaire

dosisbijdrage komt zoals verwacht voor in strip 11 (plaats waar detector gelokaliseerd is). De

primaire dosis vertegenwoordigt in grote mate de volledig geaccumuleerde dosis opgemeten in het

isocenter van het fantoom. Hieronder een tabel met de procentuele hoeveelheden voor beide

detectoren.

% primaire dosis 6MV 15MV

Farmer 0,637669 0,6267

Microlion 0,717396 0,705957 Tabel 40: Primaire dosisratio PTW Farmer/Microlion (6MV en 15MV)

Uit deze tabel is duidelijk te zien dat de luchtgevulde PTW farmer ionisatiekamer (vergeleken met de

vloeistofgevulde Microlion detector bij eenzelfde aantal gegeven MU) een minder grote primaire

dosisbijdrage uitleest. Dit impliceert dat de vloeistofgevulde Microlion minder gevoelig is voor

fantoom verstrooiingsbijdragen.

Om deze resultaten te bevestigen en te controleren wordt een Monte Carlo simulatie gemaakt voor

beide opstellingen met zowel de Microlion als Farmer ionisatiekamer (zie figuur 47). De simulatie

gebeurt niet volgens het volledige gouden standaard MC procedure, maar via XVMC++ waarbij beide

kamers een sterke vereenvoudiging ondergaan. Hierbij wordt enkele rekening gehouden met de

grootte van het sensitief volume en de densiteit (van lucht tegenover water). Alle andere aspecten

83

(bv. geometrie van het actief volume) zijn niet in rekening gebracht. De representatie van het

sensitief volume van de PTW Farmer ionisatiekamer wordt met behulp van CT acquisitie verkregen

(zie figuur 46). Dit volume wordt in simulatie overgebracht naar het isocenter van het polystyreen

fantoom. Voor optimale nauwkeurigheid van simulatie wordt een grid spacing (voxelgrootte) met

telkens lengte afstand 3mm gebruikt net als de gehanteerde CT slice dikte. De relatief gesimuleerde

ladingsdosissen zijn uiteraard van andere grootorde en eenheid daar in het algoritmisch software

programma Monaco verschillende convertor factoren worden gehanteerd.

Figuur 44: CT-beeld van de waterbestendige PTW farmer ionisatiekamer

Figuur 45: Gesimuleerde meetopstelling voor PTW farmer en PTW microlion bij 6MV

84

Figuur 46: Gesimuleerde dosis distributie in 1 enkele strip van het composietveld met het effectieve meetpunt van de detector een halve cm uit het isocenter bij 6MV (met SSD 100 cm)

In eerste instantie worden hieronder de gesimuleerde Monte Carlo dosiswaarden voor de PTW Microlion bij composiet meting weergegeven.

PTW Microlion Relatieve dosis [] (6MV) Relatieve dosis [] (15MV)

Strip 1 0,001 0

Strip 2 0,001 0

Strip 3 0,001 0

Strip 4 0,002 0

Strip 5 0,002 0

Strip 6 0,003 0,002

Strip 7 0,004 0,003

Strip 8 0,006 0,005

Strip 9 0,01 0,01

Strip 10 0,06 0,073

Strip 11 0,315 0,307

Strip 12 0,06 0,074

Strip 13 0,01 0,011

Strip 14 0,006 0,005

Strip 15 0,004 0,003

Strip 16 0,003 0,002

Strip 17 0,002 0

Strip 18 0,002 0

Strip 19 0,001 0

Strip 20 0,001 0

Gecumuleerde ladingssom 0,497 0,497 Tabel 41: Gesimuleerde dosiswaarden voor composiet meting (PTW Microlion 6MV en 15MV)

85

Vervolgens dezelfde gesimuleerde Monte Carlo dosiswaarden voor de PTW Farmer detector.

PTW Farmer Relatieve dosis [] (6MV) Relatieve dosis [] (15MV)

Strip 1 0,001 0

Strip 2 0,001 0

Strip 3 0,001 0

Strip 4 0,002 0

Strip 5 0,002 0

Strip 6 0,003 0,003

Strip 7 0,004 0,004

Strip 8 0,006 0,009

Strip 9 0,01 0,024

Strip 10 0,069 0,085

Strip 11 0,293 0.232

Strip 12 0,069 0,094

Strip 13 0,011 0,026

Strip 14 0,006 0,009

Strip 15 0,004 0,004

Strip 16 0,003 0,003

Strip 17 0,002 0

Strip 18 0,002 0

Strip 19 0,001 0

Strip 20 0,001 0

Gecumuleerde ladingssom 0,492 0,494 Tabel 42: Gesimuleerde ladingsdosissen voor composiet meting (PTW Farmer 6MV en 15MV)

Uit deze resultaten is op te merken dat de gesimuleerde dosiswaarden (in tegenstelling tot de

gemeten dosiswaarden) voor beide detectoren en energieën dicht bij elkaar liggen. De verklaring

hiervoor is dat Monte Carlo simulaties (in XVMC++) gebaseerd zijn op centrale profielmetingen tot

ongeveer 4 cm van het stralingsveld. Dit betekent dat de XVMC++ simulatie minder nauwkeurig is in

strips die zich buiten deze afstand bevinden. De gesimuleerde fantoom verstrooiingsbijdrage voor

deze verder gelegen strips is bijgevolg laag, waardoor voor de simulatie geen verschillen tussen beide

ionisatiekamers aanwezig zijn (zie tabellen 42 en 43).

Vervolgens wordt ook een simulatie uitgevoerd voor het open 20x20 cm² veld.

PTW Microlion Relatieve dosis [] (6MV) Relatieve dosis [] (15MV)

20 x 20 cm² 0,549 0,537 Tabel 43: Gesimuleerde dosiswaarden voor een 20x20cm² open veld meting (Microlion 6MV en 15MV)

PTW Farmer Relatieve dosis [] (6MV) Relatieve dosis [] (15MV)

20 x 20 cm² 0,546 0,534 Tabel 44: Gesimuleerde dosiswaarden voor een 20x20cm² open veld meting (Farmer 6MV en 15MV)

Ook hier liggen de gesimuleerde waarden dicht bij elkaar. De ratio (van de composiet tegenover de open veld meting) wordt eveneens terug bij verschillende fotonbundelkwaliteiten bepaald en voor beide detectoren met elkaar vergeleken.

Ratio 6MV 15MV

Microlion 0,905 0,925

Farmer 0,901 0,925 Tabel 45: Dosisratio composiet meting/ de 20x20cm² open veld meting

86

De ratioverschillen zijn zoals verwacht voor zelfde fotonbundelkwaliteiten praktisch te verwaarlozen

(wat niet wil zeggen dat de simulatie niet in staat is om de lagere gevoeligheid van de PTW MicroLion

voor fantoomscatter aan te tonen, zie tabel 47). Zowel voor vloeistofgevulde Microlion als de

luchtgevulde Farmer kamer wordt praktisch eenzelfde getal weergegeven. Dit impliceert dat voor

beide simulaties voor dezelfde energie, eenzelfde gevoeligheid aan fantoomscatter heerst

Het gesimuleerde verschil tussen primaire en fantoom dosisbijdrage kan terug worden weergegeven

aan de hand van de primaire dosisratio voor beide detectoren.

% primaire dosis 6MV 15MV

Farmer 0,595 0,469

Microlion 0,633 0,617 Tabel 46: Primaire dosisratio PTW Farmer/Microlion (6MV en 15MV)

Zoals bij de gemeten dosiswaarden is voor de gesimuleerde dosiswaarden duidelijk te zien dat de

luchtgevulde PTW farmer ionisatiekamer een minder grote primaire dosisbijdrage uitleest. Dit

bevestigt vorige conclusie dat de vloeistofgevulde Microlion ietwat minder gevoelig is voor fantoom

verstrooiingsbijdragen.

De derde meting gebeurt voor een 1x20 cm² open veld. Beide kamers worden centraal in de

stralingstrip gepositioneerd. Op die manier bevindt de stralingsbundel zich net als voorgaande

meting centraal in de strip en mag zich geen lek voordoen. De gemeten en gesimuleerde relatieve

dosiswaarden worden in volgende tabellen weergegeven.

PTW Microlion Relatieve dosis [] (6MV) Relatieve dosis [] (15MV)

Strip 1x20 cm² (gemeten) 2875 2787

Strip 1x20 cm² (gesimuleerd MC) 0,327 0,304 Tabel 47: : Gemeten en gesimuleerde dosiswaarden voor een 1x20cm² veld meting (PTW Microlion 6MV en 15MV)

PTW Farmer Relatieve dosis [] (6MV) Relatieve dosis [] (15MV)

Strip 1x20 cm² (gemeten) 5392 5208

Strip 1x20 cm² (gesimuleerd MC) 0,352 0,326 Tabel 48: Gemeten en gesimuleerde dosiswaarden voor een 1x20cm² veld meting (PTW Farmer 6MV en 15MV)

Net als de gemeten dosiswaarden vertonen de overeenkomstige Monte Carlo simulaties eveneens

een sterke afname (van bijna 30%) in dosis vergeleken met voorgaande metingen. Dit valt logisch te

verklaren daar voor kleine velden de bijdrage van head scatter ook gevoelig kleiner is en hier ook

geen lek aanwezig kan zijn (de detectoren bevinden zich altijd in de stralingsbundel). De output bij

kleinere velden is zoals reeds ondervonden voor beide detectoren ook veel lager waardoor de

globale dosis een afname van bijna 30% kent.

87

Hoofdstuk 5 Conclusie De PTW Microlion is een kleine vloeistofgevulde (meer weefselequivalente) ionisatiekamer en wordt

hierdoor aanzien als een detector met veel potentieel. De technische fiche beschrijft de kamer als

een ideale detector voor kleine stralingsvelden vergeleken met vele gasgevulde ionisatiekamers

(zoals bv. de PTW PinPoint 3D). De kamer zou beschikken over een groot stralingsbereik, een hoge

ruimtelijke resolutie, een lage energie en temperatuursafhankelijkheid, een stabiele dosisuitlezing,

etc... Verschillende metingen uitgevoerd op de PTW Microlion weerleggen echter enkele van deze

beweringen.

Het kleine sensitief volume van de vloeistofgevulde micro-ionisatiekamer zorgt voor een betere

ruimtelijke resolutie (vergeleken met gasgevulde detectoren). Uit de polarisatie- en

saturatiemetingen blijkt dat het aanleggen van de nominale spanning belangrijk is voor het uitlezen

van betrouwbare resultaten. Op dit moment is er nog geen protocol voor vloeistofgevulde

detectoren. Om die reden worden de correcties voor beide effecten in deze thesis geverifieerd

volgens het aangenomen NCS18 protocol. Het polariteitseffect op de PTW Microlion bedraagt

minder dan 1% en is bijgevolg aanvaardbaar, waardoor de kamer kan aanbevolen worden voor

referentie dosimetrie. Dit is niet het geval voor het recombinatie effect. De gefitte ratiocoëfficiënten

van het NCS18 protocol bevinden zich voor de aangegeven nominale spanning niet in de saturatie

regio (zoals bij luchtgevulde detectoren) en zijn daarom niet van toepassing op vloeistofgevulde

ionisatiekamers. Toch is het belangrijk een voldoende hoge spanning op de kamer aan te leggen om

alle ionparen te collecteren, te detecteren en recombinatie ervan te vermijden (recombinatie factor

zo dicht mogelijk naar 1 te laten naderen).

Een belangrijk te onderzoeken effect in de thesis is de invloed van de grootte van de velden op de

dosis. Hiervoor worden de outputfactoren gemeten in functie van verschillende vierkante

veldgroottes. De verwachtingen uit de technische fiche bleken te kloppen. De PTW vloeistofgevulde

Microlion werkt goed voor kleine velden dosimetrie en functioneert beter vergeleken met de

luchtgevulde PTW Farmer detector. Ook is gebleken dat de ionisatiekamer voor grote velden toch

minder nauwkeurige dosissen detecteert. De PTW Microlion detector onderschat de dosis die in

werkelijkheid aanwezig is. In de technische fiche wordt het ideaal werkingsgebied van de detector

tussen 1x1 cm² en 20x20 cm² weergegeven, dit dient te worden weerlegd. De bekomen

meetresultaten tonen aan dat de vloeistofgevulde detector een goeie referentiekamer is voor kleine

stralingsvelden. Eens stralingsvelden met grootorde 15x15 cm² bestraald worden, is een

onderschatting van dosis aanwezig. Dit effect wordt duidelijk weergegeven dankzij de output factor

metingen met de gasgevulde PTW Farmer detector. Naarmate grotere stralingsvelden worden

bestraald neemt deze onderschatting in stijgende mate toe. In tegenstelling tot wat in de technische

fiche wordt meegedeeld zal het ideaal werkingsgebied van de detector zich eerder beperken tot

stralingsvelden tot grootteorde 15x15 cm².

Uit de PTW fiche blijkt dat de PTW Microlion ionisatiekamer weinig energie afhankelijk zou mogen

zijn vergeleken met andere gasgevulde detectoren, wat bevestigd wordt door de uitgelezen output

factoren horende bij 6MV en 15MV. Het absoluut dosisverschil tussen beide fotonbundelkwaliteiten

ligt veel dichter voor de PTW Microlion ionisatiekamer vergeleken met het grotere ratioverschil voor

de PTW Farmer ionisatiekamer. Een eigenlijk logisch te verwachten fenomeen aangezien de ladingen

gecollecteerd en gemeten in lucht (via PTW Farmer) minder worden afgeremd vergeleken met

88

ladingen gedetecteerd via iso-octaan vloeistof aanwezig in de PTW Microlion (ladingen zijn dubbel zo

groot bij het aanleggen van een half zo grote spanning). Om over een voldoende hoge

ladingsdetectie te beschikken, moet aan de PTW Microlion ionisatiekamer een gepaste (hogere)

nominale spanning aangelegd worden.

In de percentage diepte dosis curven wordt bij eenzelfde energie en verschillende veldgroottes een

onderzoek gedaan naar het verschil in geabsorbeerde dosis tussen de referentiekamers en de

vloeistofgevulde PTW Microlion. Voor kleine stralingsvelden (1x1 cm² en 2x2 cm²) is bij geringe

dosisdiepte een sterk gelijklopend verband aanwezig tussen PTW PinPoint en PTW Microlion. Eens

een diepte van 1,5 à 2 cm bereikt wordt liggen beide curves alsmaar verder uit elkaar. De PTW

Microlion registreert een groter relatieve dosis (via overrespons) voor media dieper gelegen in het

waterfantoom. Voor grote stralingsvelden (10x10 cm² en 30x30 cm²) wordt de PTW Semiflex

ionisatiekamer gehanteerd omdat deze nauwkeuriger en preciezer is voor semigrote en grote velden.

Hierbij is het duidelijk dat de PTW Microlion niet langer een overrespons in dosis opmeet, maar

eerder een lichte onderrespons. Hoe groter de te bestralen veldgrootte, hoe sterker de onderrespons

van de kamer.

Om de invloed van de penumbra en het schoudereffect voor verschillende veldgroottes bij de PTW

Microlion detector optimaal te analyseren worden dwarsprofielmetingen voor meerdere

veldgroottes uitgevoerd. Via de berekende errorratio worden de afwijkingen tussen de PTW

Microlion en referentiekamers bij 6MV en 15MV duidelijk weergegeven. Zoals verwacht komen

grootste procentuele verschillen voor in de penumbra regio's. Voor het kleine stralingsveld (3x3 cm²)

is bij 6MV een relatief grootst procentueel verschil van 10% op te merken. De vloeistofgevulde PTW

Microlion ionisatiekamer vertoont een kleinere penumbra regio vergeleken met de luchtgevulde

PTW PinPoint detector. Voor het genormaliseerde stralingsveld (10x10 cm²) wordt bij 15MV een

groter procentueel piekverschil van 20% bekomen, gemiddeld is deze voor 6MV nog groter. Hieruit

kan geconcludeerd worden dat de vloeistofgevulde PTW Microlion ionisatiekamer bij lagere

energieën een kleinere penumbra detecteert vergeleken met beide luchtgevulde ionisatiekamers. De

stijging in penumbra voor luchtgevulde detectoren kan te wijten zijn aan de grotere gevoeligheid van

lucht aan zijwaartse strooistraling.

De dosisstabiliteit van de PTW Microlion ionisatiekamer bij het detecteren en uitlezen van

gecollecteerde dosiswaarden is volgens de technische fiche voldoende bestendig. De kamer wordt

getest op zijn (gecumuleerde) respons horende bij een klein aantal monitor units. De

betrouwbaarheid van de uitgelezen relatieve dosissen liggen consistent binnen het procentueel

verschil van 2%. Na twee uur snel opeenvolgende metingen treedt nauwelijks (slechts in kleine mate)

drift op. Dit impliceert een relatief stabiele dosisuitlezing van de detector. Natuurlijk hangt het

uitlezen van stabiele dosissen verder sterk af van de levensduur van de ionisatiekamer en de tijd

tussen twee kalibraties van het standaardlab.

De hoekafhankelijkheid van de detector wordt getest in lucht en een polystyreen cilindrisch fantoom.

In lucht treedt een enorm grote dosisverschuiving op die in grote mate te wijten is aan het build-up

effect van de detector. Vooraleer de stralingsbundels (via onderste segmenten) het sensitief volume

bereiken, worden ze sterk verstrooid aan het detectormateriaal waardoor een drie maal zo grote

dosis opgemeten wordt. In het perfect symmetrisch fantoom vervaardigd uit polystyreen worden

89

deze afwijkingen weg gefilterd, bijgevolg is een circulair homogene dosis met maximaal 2% afwijking

aanwezig. Hieruit kan besloten worden dat de dosis opgemeten door de vloeistofgevulde PTW

Microlion ionisatiekamer slechts in kleine mate hoekafhankelijk is.

Het onderzoek naar fantoomverstrooiing wordt uitgevoerd in een composiet en open stralingsveld

voor de PTW Farmer en PTW Microlion ionisatiekamer. De opgemeten dosiswaarden voor beide

opstellingen verschillen onderling weinig, maximum 2,3%. De voxel gebaseerde Monte Carlo

simulatie resulteerde in een nog betere overeenkomst tussen beide ionisatiekamers. Een grootste

primaire dosisbijdrage komt zoals verwacht voor in de strip waar de detector zich bevindt. De

primaire dosis voor de PTW Farmer bedraagt 62% van de totale dosisbijdrage, terwijl dit voor de PTW

Microlion 72% bedraagt. Hieruit kan geconcludeerd worden dat de PTW Microlion minder gevoelig is

voor fantoomverstrooiing.

Test op de PTW MicroLion Resultaten / Conclusie Commentaar

Polarisatie 6 / 15 MV: 0,9997 / 0,9997 Kamer toepasbaar volgens NCS18 protocol.

Saturatie Theoretisch (NCS18) 6 / 15 MV: 1,32 / 1,34 (grote afwijking tegenover luchtgevulde ionisatiekamers)

Kamer niet direct toepasbaar volgens NCS18 protocol. Waarschijnlijk is het saturatie gebied van de PTW MicroLion te klein (~50-100 V).

Output factor 3 à 5% overrespons bij kleine velden en 4% onderrespons voor grote velden (vergeleken met de PTW Farmer)

Kleine velden vergelijkbaar met PTW PinPoint 3D kamer, hoge nauwkeurigheid. Toepasbaar voor output factor metingen.

Percentage diepte dosis curve Vergelijkbaar met de PTW PinPoint en PTW Semiflex resultaten.

Toepasbaar voor PDD metingen.

Dwarsprofielmetingen Kleinere penumbra vergeleken met PTW PinPoint of PTW Semiflex.

Toepasbaar voor PDD metingen.

MU test 3,5% / 4,7% overrespons Bij de Farmer kamer liggen deze veel lager, namelijk 0,1% en 1,5%. Toepasbaar met aandacht voor metingen met kleine MU.

Hoekafhankelijkheid in lucht Tussen 100-300% Asymmetrische meting in lucht waardoor de verstrooiingsbijdrage sterk verschillend is in de gemeten cirkelsegmenten. Niet toepasbaar voor metingen zonder build-up.

Hoekafhankelijkheid in fantoom Tussen 98-101,5% Heel lage hoekafhankelijkheid bij meting in symmetrisch polystyreen fantoom. Toepasbaar voor patiënt QA metingen.

90

Fantoom verstrooiingsbijdrage Het verschil in fantoomverstrooiing tussen MicroLion en Farmer is < 1%. Exacte resultaat van fantoomverstrooiing wordt niet weergegeven.

Praktisch even groot in bijdrage (ook voor MC simulatie); Is veldgrootte afhankelijk. Toepasbaar voor patiënt QA metingen.

Tabel 49: Algemeen besluit van verschillende testen op de PTW MicroLion ionisatiekamer

Uit al deze resultaten kan gesteld worden dat de PTW MicroLion ionisatiekamer voldoet aan de eisen

om gebruikt te worden voor basismetingen in de radiotherapie. De lage hoekafhankelijkheid bij

verschillende invalsrichting van de stralingsbundel, de kleine MU's en fantoom verstrooiingsbijdrage

bevestigt de toepasbaarheid van de PTW MicroLion voor specifieke patiënten QA metingen. Het

gebruik van de PTW MicroLion kamer voor kalibratie doeleinden kan haalbaar zijn in de toekomst,

indien specifieke kalibratie-protocollen beschikbaar worden en de praktische problemen van het

saturatie effect kunnen worden aangepakt.

91

Bibliografie [1] Technische Fiche PTW MicroLion, PTW Freibrug, Freiburg Germany (2009)

[2] R. Alfonso, P. Andreo, R. Capote and S. Vatnitsky, M. Saiful Huq; A new formalism for reference dosimetry of small and nonstandard fields; Med. Phys. 35, 5179 (2008);

[3] Xu Z, Walsh SE, Telivala TP, Meek AG, Yang G, Evaluation of the eclipse electron Monte Carlo dose calculation for small fields, Med Phys.10(3):2834, (2009)

[4] Leal A, Sanchez-Doblado F, Arrans R, Capote R, Lagares JI, Pavon EC and Rosell J; MLC leaf width impact on the clinical dose distribution: a Monte Carlo approach; Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 59 1548-1559 (2004)

[5] O. N. Markand, V. Salanova, R. Worth, H.-M. Park, H. N. Wellman, Comparative study of

interictal PET and ictal SPECT in complex partial seizures; Acta Neurologica Scandinavica,

Volume 95, Issue 3, pages 129–136, (1997)

[6] I Chauvet, A Petitfils, C Lehobey, J Y Kristner, Y Brunet, R Lembrez, G Gaboriaud, A Mazal, S

Zefkili and J C Rosenwald, I Chauvet et al 2005; The sliding slit test for dynamic IMRT: a useful

tool for adjustment of MLC related parameters; Phys. Med. Biol. 50 563 (2005)

[7] Shirato H, Shimizu S, Kunieda T, Kitamura K, van Herk M, Kagei K, Nishioka T, Hashimoto S, Fujita K, Aoyama H, Tsuchiya K, Kudo K, Miyasaka K; Physical aspects of a real-time tumor-tracking system for gated radiotherapy Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 48 1187-95 (2000).

[8] Reiff JE, Huq MS, Mohiuddin M, Suntharalingam N; Dosimetric properties of megavoltage

grid therapy; International Journal of Radiation Oncology, Biology, Physics[33(4):937-42]

(1995)

[9] Mark H et al. 1950; Clinical experience with irradiation through a grid; Radiology 58 338-342 [10] L Leksell; Stereotactic radiosurgery; J Neurol Neurosurg Psychiatry;46:797-803 (1983)

[11] Ma CM and Nahum AE; Bragg-Gray theory and ion chamber dosimetry for photon beams; Phys. Med. Biol. 36 413-428 (1991)

[12] Martens C, De Wagter C and De Neve W; The value of the PinPoint ion chamber for characterization of small field segments used in intensity{modulated radiotherapy; Phys. Med. Biol. 45 2519-2530 (2000)

[13] Wickman G and Nystrom H, The use of liquids in ionization chambers for high precision

radiotherapy dosimetry, Phys. Med. Biol. 37 1789-812 (1992)

[14] Dasu A, Lofroth P and Wickman G, Liquid ionization chamber measurements of dose

distributions in small 6 MV photon beams, Phys. Med. Biol. 43, 21-36 (1998)

92

[15] Wickman G 1974a A liquid ionization chamber with high spatial resolution Phys. Med. Biol. 19 66-72 (1974)

[16] Das IJ, Ding GX and Ahnesjo, Small fields: Nonequilibrium radiation dosimetry, Med. Phys.,

35 206-15 (2008)

[17] McKerracher C and Thwaites DI; Assessment of new small field detectors against standard field detectors for practical stereotactic beam data acquisition; Phys. Med. Biol. 44 2143- 2160 (1999)

[18] Pedro Andreo, M Saiful Huq, Mathias Westermark, Haijun Song, Aris Tilikidis, Larry

DeWerd and Ken Shortt; Protocols for the dosimetry of high-energy photon and electron

beams: a comparison of the IAEA TRS-398 and previous international Codes of Practice Phys.

Med. Biol. 47 (2006)

[19] Technische Fiche Elekta Services; Elektra Synergy, Stockholm Zweden (2007)

[20] Gutiérrez, A.; Calvo, O.; Stathakis, S.; Papanikolaou, N., Dosimetric Evaluation and

Characterization of a MicroLion Liquid Ionization Chamber ,Medical Physics vol. 37 issue 6 p.

3264 (2008)

[21] Kron T, Van Dyk J; Dose measuring tools The modern technology of radiation oncology ed. (Madison . Wisconsin: Medical Physics Publishing) p 753-821 (1999)

[22] IAEA 2007 Dosimetry and Medical Radiation Physics pdf www.naweb.iaea.org/nahu/dmrp/pdf�_les.pdf; (2007)

[23] Technische Fiche PTW Farmer, PTW Freibrug, Freiburg Germany (2007)

[24] Technische Fiche PTW SemiFlex, PTW Freibrug, Freiburg Germany (2008)

[25] Technische Fiche PTW PinPoint 3D, PTW Freibrug, Freiburg Germany (2007)

[26] Faiz F. and Khan D.; The Physics of Radiation Therapy 3rd edition (PHYRAD); (2003)

[27] Technische Fiche MLCi2 Collimator (from Elekta Services), Heidelberg, Germany (2010)

[28] Chung, E.; Comparison of Characteristics of Two Liquid-Filled Ionization Chambers, Medical

Physics, vol. 37, issue 6, p. 3265 (2002)

[29] McEwen MR, Kawrakow I and Ross CK, The effective point of measurement of ionization

chambers and the build-up anomaly in MV x-ray beams, Med. Phys., vol. 35 950-958 (2008)

[30] Kawrakow, On the effective point of measurement in megavoltage photon beams, Med.

Phys. 33 1829-1839 (2006)

93

[31] Wickman G, Johansson B, Bahar-Gogani J, Holmstrom T and Grindborg J, Liquid ionization

chambers for absorbed dose measurements in water at low dose rates and intermediate

photon energies, Med. Phys. 25 900-7 (1998)

[32] Indra J. Das, George X. Ding, Anders Ahnesjö; Small fields: Nonequilibrium radiation dosimetry; Med. Phys. 35, 206 (2008)

[33] Attix F H 1986 Introduction to radiological physics and radiation dosimetry (New York . Chichester . Brisbane . Toronto - Singapore: John Wiley & Sons), (1986)

[34] Dutreix A, Bjärngard B E, Bridier A, Mijnheer B, Shaw J E, Svensson H Monitor unit calculation for high energy photon beams (Leuven . Apeldoorn: Garant), (1997) [35] Galvin J M, Smith A R, Lally B; Characterization of a multileaf collimator system Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 25 181-92; (1993)

[36] Johansson B, Wickman G; General collection efficiency for liquid isooctane and tetramethylsilane used as sensitive media in a parallel-plate ionization chamber; Phys. Med. Biol. 42 133-45 (1997)

[37] Khan F M The fysics of radiation therapy (Baltimore . Hong Kong . London . Sydney: Williams & Wilkins); (1984)

[38] Mattsson O, Svensson H, Wickman G, Domen S R, Pruitt J S, Loevinger R; Absorbed dose in water: Comparison of several methods using a liquid ionization chamber Acta Oncol 29 235- 40 (1990)

[38] Rustgi S N; Evaluation of the dosimetric characteristics of a diamond detector for photon beam measurements; Med. Phys. 22 567-70 (1995)

[39] McKerracher C and Thwaites D I; Assessment of new small-field detectors against standard- field detectors for practical stereotactic beam data acquisition; Phys. Med. Biol. 44 2143–60 (1999)

[40] Galvin J M et al 1992; Evaluation of multileaf collimator design for a photon beam Int. J.

Radiat. Oncol. Biol. Phys. 23 789–801 (1992)

[41] Chui C-S, LoSasso T and Spirou S; Dose calculation for photon beams with intensity modulation generated by dynamic jaw or multileaf collimations Med. Phys. 21 1237–44 (1994)

[42] Brahme A.; Optimization of stationary and moving beam radiation therapy techniques.; Radiother Oncol 12:129–140 (1988)

[43] Jemal A, Siegal R, Ward E, Murray T, Xu J and Thun MJ 2007; Cancer statistics, 2007 CA Cancer J. Clin. 57 43-66 (2007)

[44] Ries LAG, Melbert D, Krapcho M et al. 2007 SEER Cancer Statistics Review, 1975-2004, National Cancer Institute, Bethesda (2007)

94

[45] Brown JM and Koong AC ; High-dose Single-fraction radiotherapy: exploiting a new biology?; Int. J. Rad. Onc. Biol. Phys.324 (2008)

[46] Meeks S, Bova F, Friedman W, Buatti J, Moore R and Mendenhall W.; IrLED-based patient localisation for linac radiosurgery Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 41 433-439 (1998)

[47] Perks J, Gao M, Smith V, Skubic S and Goetsch S.; Glass rod detectors for small field, stereotactic radiosurgery dosimetric audit; Med. Phys. 32 726-32 (2005)

[48] Almond PR, Biggs PJ, Coursey BM, Hanson WF, Huq MS, Nath R and Rogers; AAPM Task Group 51: Protocol for clinical reference dosimetry of high-energy photon and electron beams; Med. Phys. 26 1847-70 (1999)

[49] Andreo P, Burns D T, Hohlfeld K, Huq M S, Kanai T, Laitano F, Smyth V G and Vynckier S.; Absorbed dose determination in external beam radiotherapy: An international Code of Practice for dosimetry based on standards of absorbed dose to water IAEA Technical Report Series 398 IAEA, Vienna (2000)

[50] Bruggmoser G, Saum R, Schmachtenberg A, Schmid F and Schüle E; Determination of the recombination correction factor ks for some specific plane-parallel and cylindrical ionization chambers in pulsed photon and electron beams; Phys. Med. Biol. 52 N35-N50 (2007)

[51] Kawrakow et al.2006; On the effective point of measurement in megavoltage photon beams Med. Phys. 33 1829-1839 (2006)

[52] Ma CM and Nahum AE; Effect of size and composition of the central electrode on the response of cylindical ionization chambers in high-energy photon and electron beams; Phys. Med. Biol. 38 267-290 (1993)

[53] McEwen MR, Kawrakow I and Ross CK; The effective point of measurement of ionization chambers and the build-up anomaly in MV x-ray beams Med. Phys. 35 950-958 (2008)

[54] Wickman G 1974b Radiation quality independent liquid ionization chamber for dosimetry of electron radiation from medical accelerators Actua. Radiol. 13 37-48 (1974)

[55] Buckley LA and Rogers; Wall correction factors, Pwall, for thimble ionization chambers Med. Phys. 33 455-464 (2006)

[56] Duggan DM and Coffey CW; Small photon field dosimetry for stereotactic radiosurgery Med. Dosim. 23 153-159 (1998)

[57] Laub WU and Wong T; The volume effect of detectors in the dosimetry of small fields used in IMRT; Med. Phys. 30 341-536 (2003)

95

Lijst van figuren

Figuur 1: IMRT simulatie behandelplan voor prostaatkanker ................................................................. 6

Figuur 2: Langsdoorsnede actief volume (links); Specifieke afmetingen PTW Microlion

(rechts);Technische fiche [1] .................................................................................................................. 11

Figuur 3: Externe PTW HV-voeding ........................................................................................................ 12

Figuur 4: Vergelijking penumbra (PTW Semiflex , PTW PinPoint, PTW Microlion, Diode); Technische

fiche[1] ................................................................................................................................................... 13

Figuur 5: Dwarsdoorsnede vloeistof gevulde ionisatiekamer [Wickman et al. 1974b] ......................... 14

Figuur 6: Invloedseffecten te wijten aan secundaire collimatie (verstrooiing en gedeeltelijk blokkering

van bundel) Das et al.2008 .................................................................................................................... 16

Figuur 7: Illustratie van het probleem bij kleine velden (Das et al.2007 [16]) ...................................... 17

Figuur 8: Het aantal ionen dat gecollecteerd wordt als functie van de aangelegde spanning voor een

cilindrische ionisatiekamer met een actief volume van 1 cm3 (Kron et al. 1999) ................................. 24

Figuur 9: Illustratie van de waterdichte PTW Farmer ionisatiekamer [56] ........................................... 29

Figuur 10: Illustratie van de PTW Semiflex 31010 ionisatiekamer [39] ................................................. 30

Figuur 11: Illustratie van de cilindrische PTW PinPoint ionisatiekamer [57] ......................................... 31

Figuur 12: Opstelling van ionisatiekamer tegenover de radiatiebron (links); Het waterfantoom waarin

de metingen plaatsvinden (Gutiérrez et al. 2008 [20]). ......................................................................... 33

Figuur 13: PTW TANDEM elektrometer (technische fiche PTW apparatuur) ........................................ 34

Figuur 14: PTW softwarepakket Tansoft................................................................................................ 35

Figuur 15: Illustratie temperatuursinvloed van de PTW microlion ionisatiekamer (Gutiérrez et

al.2008[20]) ............................................................................................................................................ 35

Figuur 16: Gefitte ratiocoëfficiënten in functie van hun spanningsratio voor luchtgevulde

ionisatiekamers (NCS18) ........................................................................................................................ 37

Figuur 17: Percentage diepte dosis curven voor PTW microlion bij 6MV en 15MV. ............................. 39

Figuur 18: Bewegingsrichting van de detector voor dwarsprofielmetingen. ........................................ 41

Figuur 19: Meetopstelling voor dosismetingen op hoekafhankelijkheid met PTW Microlion in lucht. 44

Figuur 20: Afmetingen polystyreen fantoom......................................................................................... 45

Figuur 21: Meetopstelling waar cilindrisch fantoom rechtop wordt geplaatst. .................................... 46

Figuur 22: Controle meetopstelling waar fantoom een rotatie van 180° in wijzerzin ondergaat. ........ 47

Figuur 23: Composiet meting (stralingsstrips) ....................................................................................... 48

Figuur 24: Slab fantoom voor het meten van fantoom verstrooiingsbijdrage. ..................................... 49

Figuur 25: Illustreert het effect van ionenrecombinatie bij kleine spanningsratio's (Gutiérrez et al.

2008 [20]). .............................................................................................................................................. 53

Figuur 26: Kalibratiecurve van foton- en elektronbundels voor gasgevulde ionisatiekamers (NCS18) 55

Figuur 27: Vergelijken van genormaliseerde outputfactoren Microlion/Farmer bij 6MV .................... 57

Figuur 28: Vergelijken van genormaliseerde outputfactoren Microlion/Farmer bij 15MV .................. 57

Figuur 29: Vergelijken van relatieve outputfactoren Farmer bij 6MV en 15MV ................................... 58

Figuur 30: PDD vergelijkingscurve voor klein veld (1x1 cm²) bij 15MV ................................................. 60

Figuur 31: PDD vergelijkingscurve voor klein veld (2x2 cm²) bij 15MV ................................................. 60

Figuur 32: PDD vergelijkingscurve voor referentie veld (10x10 cm²) bij 15MV ..................................... 61

Figuur 33: PDD vergelijkingscurve voor groot veld (30x30 cm²) bij 15MV ............................................ 61

Figuur 34: Absoluut dosisverschil tussen referentiekamers en microlion i.f.v. de veldgroottes bij

15MV en 30cm diepte. ........................................................................................................................... 63

96

Figuur 35: Absoluut dosisverschil tussen referentiekamers en microlion i.f.v. de veldgroottes bij 6MV

en 30cm diepte ...................................................................................................................................... 63

Figuur 36: Dwarsprofiel voor Microlion met een 6MV-bundel, 2x2cm² op dieptes van 1,5 cm tot en

met 20 cm. ............................................................................................................................................. 64

Figuur 37: Vergelijking dwarsprofielen Microlion vs. PinPoint, 15MV-bundel, 2x2cm² op een diepte

van 10 cm. .............................................................................................................................................. 65

Figuur 38: Ratio vergelijking dwarsprofielen Microlion vs. PinPoint, 6MV-bundel, 3x3cm² op een

diepte van 10 cm. ................................................................................................................................... 66

Figuur 39: Ratio vergelijking dwarsprofielen Microlion vs. PinPoint, 15MV-bundel, 3x3cm² op een

diepte van 10 cm. ................................................................................................................................... 66

Figuur 40: Ratio vergelijking dwarsprofielen Microlion vs. Semiflex, 6MV-bundel, 10x10cm² op een

diepte van 10 cm. ................................................................................................................................... 67

Figuur 41: Ratio vergelijking dwarsprofielen Microlion vs. Semiflex, 6MV-bundel, 10x10cm² op een

diepte van 10 cm. ................................................................................................................................... 68

Figuur 42: Angulaire dosisdistributie in lucht voor PTW MicroLion bij 6MV en 15MV ......................... 75

Figuur 43: Angulaire dosisdistributie in cilindrisch fantoom voor 6MV en 15MV ................................. 78

Figuur 44: CT-beeld van de waterbestendige PTW farmer ionisatiekamer ........................................... 83

Figuur 45: Gesimuleerde meetopstelling voor PTW farmer en PTW microlion bij 6MV ....................... 83

Figuur 46: Gesimuleerde dosis distributie in 1 enkele strip van het composietveld met het effectieve

meetpunt van de detector een halve cm uit het isocenter bij 6MV (met SSD 100 cm) ........................ 84

97

Lijst van tabellen

Tabel 1: Data parameters PTW microlion ionisatiekamer (technische fiche PTW Microlion 31018) ... 12

Tabel 2: De te analyseren veldgroottes voor output factor metingen .................................................. 38

Tabel 3: Tabel met de te onderzoeken veldgroottes ............................................................................. 39

Tabel 4: Gemeten dieptes voor de dwarsprofielen ............................................................................... 41

Tabel 5: Resultaten meting bij positief nominale spanning................................................................... 50

Tabel 6: Resultaten meting bij positief nominale spanning................................................................... 50

Tabel 7: Resultaten meting bij de helft van de positief nominale spanning. ........................................ 51

Tabel 8: Resultaten meting bij een vierde van de positief nominale spanning. .................................... 51

Tabel 9: Resultaten meting bij positieve spanning van 100V. ............................................................... 51

Tabel 10: Resultaten meting bij positief aangelegde nominale spanning aan de waterbestendige PTW

farmer detector ...................................................................................................................................... 53

Tabel 11: Resultaten meting bij negatief nominale spanning (PTW Farmer). ....................................... 53

Tabel 12: Resultaten meting bij helft van de positief aangelegde nominale spanning (PTW Farmer). 54

Tabel 13: Gemiddeld gemeten output factoren met de PTW Microlion voor verschillende

veldgroottes ........................................................................................................................................... 56

Tabel 14: Gemiddeld gemeten output factoren met de PTW Farmer voor verschillende veldgroottes

............................................................................................................................................................... 56

Tabel 15: Gefitte functies die absolute dosis verschillen weergeven in functie van de verschillende

veldgroottes bij 6MV.............................................................................................................................. 62

Tabel 16: Gefitte functies die absolute dosis verschillen weergeven in functie van de verschillende

veldgroottes bij 15MV ........................................................................................................................... 62

Tabel 17: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20MU in 1 stap (PTW Farmer bij 6MV) ....... 69

Tabel 18: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20MU in 10 stappen (PTW Farmer bij 6MV)

............................................................................................................................................................... 69

Tabel 19: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20MU in 1 stap (PTW Farmer bij 15MV) ..... 69

Tabel 20: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20MU in 10 stappen (PTW Farmer bij 15MV)

............................................................................................................................................................... 70

Tabel 21: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20MU in 1 stap (PTW Microlion bij 6MV) ... 70

Tabel 22: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20MU in 10 stappen (PTW Microlion bij

6MV)....................................................................................................................................................... 70

Tabel 23: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20 MU in 1 stap (PTW Microlion bij 15MV) 71

Tabel 24: Relatieve meetresultaten bij dosislevering van 20MU in 10 stappen (PTW Microlion bij

15MV)..................................................................................................................................................... 71

Tabel 25: Relatieve gemeten angulaire dosiswaarden bij 6MV voor de PTW MicroLion. ..................... 72

Tabel 26: Relatieve gemeten angulaire dosiswaarden bij 15MV voor de PTW MicroLion in lucht. ...... 73

Tabel 27: Relatief gemeten angulaire dosiswaarden bij rotatie tafel (6MV)......................................... 75

Tabel 28: Relatief gemeten angulaire dosiswaarden bij rotatie tafel (15MV)....................................... 76

Tabel 29: Relatieve gemeten angulaire dosiswaarden bij 6MV voor de PTW MicroLion in polystyreen

fantoom. ................................................................................................................................................ 77

Tabel 30: Relatieve gemeten angulaire dosiswaarden bij 15MV voor de PTW MicroLion in polystyreen

fantoom. ................................................................................................................................................ 77

Tabel 31: Relatief gemeten angulaire dosiswaarden bij rotatie tafel (6MV)......................................... 79

Tabel 32: Relatief gemeten angulaire dosiswaarden bij rotatie tafel (15MV)....................................... 79

98

Tabel 33: Relatief gemeten angulaire dosiswaarden voor PTW MicroLion bij 6MV en 180°

fantoomrotatie....................................................................................................................................... 79

Tabel 34: Relatief gemeten angulaire dosiswaarden voor PTW MicroLion bij 15MV en 180°

fantoomrotatie....................................................................................................................................... 80

Tabel 35: Relatief gemeten ladingsdosissen voor composiet meting (Microlion 6MV en 15MV) ........ 80

Tabel 36: Relatief gemeten ladingsdosissen voor composiet meting (Farmer 6MV en 15MV) ............ 81

Tabel 37: Relatief gemeten dosiswaarden voor een 20x20cm² open veld meting (Microlion 6MV en

15MV)..................................................................................................................................................... 81

Tabel 38: : Relatief gemeten dosiswaarden voor een 20x20cm² open veld meting (Farmer 6MV en

15MV)..................................................................................................................................................... 81

Tabel 39: Dosisratio composiet meting/ de 20x20cm² open veld meting ............................................. 82

Tabel 40: Primaire dosisratio PTW Farmer/Microlion (6MV en 15MV) ................................................ 82

Tabel 41: Gesimuleerde dosiswaarden voor composiet meting (PTW Microlion 6MV en 15MV) ........ 84

Tabel 42: Gesimuleerde ladingsdosissen voor composiet meting (PTW Farmer 6MV en 15MV) ......... 85

Tabel 43: Gesimuleerde dosiswaarden voor een 20x20cm² open veld meting (Microlion 6MV en

15MV)..................................................................................................................................................... 85

Tabel 44: Gesimuleerde dosiswaarden voor een 20x20cm² open veld meting (Farmer 6MV en 15MV)

............................................................................................................................................................... 85

Tabel 45: Dosisratio composiet meting/ de 20x20cm² open veld meting ............................................. 85

Tabel 46: Primaire dosisratio PTW Farmer/Microlion (6MV en 15MV) ................................................ 86

Tabel 47: : Gemeten en gesimuleerde dosiswaarden voor een 1x20cm² veld meting (PTW Microlion

6MV en 15MV) ....................................................................................................................................... 86

Tabel 48: Gemeten en gesimuleerde dosiswaarden voor een 1x20cm² veld meting (PTW Farmer 6MV

en 15MV)................................................................................................................................................ 86

Tabel 49: Algemeen besluit van verschillende testen op de PTW MicroLion ionisatiekamer ............... 90

99