Evaluation der 2D Bestrahlungsplanung auf Grundlage des AAPM Task Group No. 43 Protokolls mit GafChromic Filmdosimeter

Inhaltsverzeichnis

1 Einleitung

2 Grundlagen
2.1 IntraBeam
2.1.1 Einführung
2.1.2 Funktionsbeschreibung
2.1.3 Systembeschreibung
2.1.4 Brennfleck und Ausbeute
2.1.5 Röntgenspektrum
2.1.6 Winkelabhängige Verteilung
2.1.7 Stabilität und Genauigkeit
2.2 GafChromic Filmdosimeter
2.2.1 Einführung
2.2.2 GafChromic Filmtechnologie
2.2.3 Aufbau und Spezifikation GafChromic XR – T
2.2.4 Energieabhängigkeit
2.2.5 Homogenität
2.2.6 Optische Charakterisierung
2.2.7 Auswirkungen von Laserlicht
2.2.8 Sensitivität in Abhängigkeit des Lichtspektrums
2.3 Phantom
2.3.1 Einführung
2.3.2 Überprüfung der Wasseräquivalenz
2.3.3 Vergleich des Phantoms mit Meigooni et al.
2.3.4 Güte des Phantommaterials
2.4 Scanner
2.4.1 Einführung
2.4.2 Rauschquellen
2.4.3 Dunkelstrom
2.4.4 Photoresponse non-uniformity
2.4.5 Defektes Pixel
2.4.6 Kalibrierung einer definierten Scannregion
2.5 Task Group 43 Protokoll
2.5.1 Einführung
2.5.2 Vergleich mit bestehenden Modellen
2.5.3 Allgemeine Formel
2.5.4 Geometrie Faktor, G(r,θ)
2.5.5 Radiale Dosisfunktion, g(r)
2.5.6 Anisotropie Funktion, F(r,θ)

3 Material und Methoden
3.1 GafChromic Filmpräparation
3.1.1 Anbringen der Aussparung
3.1.2 Akquisition
3.1.3 Kalibrierfilme
3.2 Prozedur beim Bestrahlen
3.2.1 Versuchsaufbau
3.2.2 Verwendete Phantome
3.2.3 Dosierung mittels IntraBeam
3.2.4 Dosisverifizierung mit Ionisationskammer
3.3 Prozedur beim Scannen
3.3.1 Parametereinstellungen der Scannsoftware
3.3.2 Auflösungseinstellung
3.3.3 Problematik VeriSoft
3.3.4 Praktischer Umgang mit GfC Filmen
3.3.5 Praktischer Umgang mit dem Scanner
3.3.6 Nicht angewandte Methoden
3.4 Prozedur mit PlatoSunrise
3.4.1 Grundlagen
3.4.2 Versuchsaufbau PlatoSunrise
3.4.3 Aufbau des Dosegrids
3.4.4 Datenformat, -extraktion und Export
3.5 Auswertung mit MatLab
3.5.1 Übersicht über die behandelten Themenbereiche
3.5.2 Häufig verwendete Befehle und Methoden
3.5.2.1 Extraktion rote Matrize
3.5.2.2 Wiener Filter
3.5.2.3 Verwendete Datenformate
3.5.2.4 Lokale bzw. globale Variablen
3.5.2.5 Nullpunktmarkierung
3.5.3 Programm zur Untersuchung der Filmhomogenität
3.5.4 Programm zur Akquisition der Referenzpunkte
3.5.5 Programm zur Auswertung unterschiedlicher Lichtspektren
3.5.6 Programm zum Erstellen der Kalibrierkennlinie
3.5.7 Programm zur Auswertung des Scannerbackgrounds
3.5.8 Programm zur Verifizierung der räumlichen Skalierung
3.5.9 Methoden zur Eliminierung des Filmbackgrounds einer 2D Matrix
3.5.10 Programm zur pixelweisen Subtraktion von 2D Matrizen
3.5.10.1 Rotationsmethode
3.5.10.2 Kennlinienanpassung VeriSoft
3.5.11 Programm zur Nachbearbeitung der Netto-Dosisverteilung
3.5.11.1 Setzen des Nullpunktes
3.5.11.2 Artefaktkorrektion
3.5.12 Programm zur PlatoSunrise Bildverarbeitung
3.5.12.1 Interpolation
3.5.12.2 Pixelwertkonvertierung
3.5.12.3 Eliminierung Dosismaximum
3.5.12.4 Verifizierung der räumlichen Skalierung
3.6 Kalibrierung
3.7 Datengenerierung TG
3.7.1 Auflösung PlatoSunrise bzw. gescannte Matrizen
3.7.2 Programm zur Erzeugung der Rohdaten
3.7.3 Generierung der Parameter
3.7.4 Extrapolation
3.7.5 Einschränkung
3.8 Vergleich der Einheiten netPV bzw. netOD
3.8.1 Berechnung experimenteller Fehler
3.8.2 Berechnung Auflösung des Film-Scanner-Systems
3.8.3 Berechnung Dynamikbereich des Film-Scanner-Systems

4 Ergebnisse
4.1 Auswertung der Filmhomogenität
4.1.1 Berechnung Filmhomogenität
4.1.2 Fehlerbetrachtung Subtraktionsmethoden
4.1.3 Fehlerbetrachtung Temperaturdrift
4.2 Vergleich der unterschiedlichen Lichtspektren
4.3 Interpolationsfehler VeriSoft
4.4 Verifizierung der räumlichen Skalierung
4.5 Kalibrierung
4.6 Auswertung der Dosisverteilungen
4.6.1 Bestandsaufnahme der bestrahlten Filme
4.6.2 Untersuchungsziele
4.7 Auswertung TG 43
4.7.1 Entwicklungsstufen TG 43 Parametereingabe
4.7.2 Fehlerbetrachtung Anisotropieparameter
4.8 Vergleich der Einheiten netPV bzw. netOD
4.8.1 Experimenteller Fehler
4.8.2 Auflösung
4.8.3 Dynamikbereich

5 Zusammenfassung mit Ausblick
5.1 Zusammenfassung der primären Ziele
5.2 Erreichte und umzusetzende Ziele der Filmdosimetrie
5.3 Dosimetrieprotokoll für die Radiochrome Filmdosimetrie

Danksagung

Abbildungsverzeichnis

Tabellenverzeichnis

Abkürzungsverzeichni

Literaturverzeichnis

Anhang A: Flussdiagramme der MatLab Programme

Anhang B: Gemessene Dosisprofile der Applikationen

Anhang C: Entwicklungsstufen der TG 43 Parametereingabe

Anhang D: Kalibrierung

Anhang E: Bildschirmausgabe MatLab

Anhang F: Diverses

Anhang G: Tabellen

1 Einleitung

Beschreibung der Thematik:

Seit einigen Jahren wird in der Abteilung Strahlentherapie des Universitätskrankenhauses (…) bei der Behandlung des Mammakarzinoms die zusätzliche Methode der Intraoperativen Radiotherapie (IORT) angewandt. Neben der regulären postoperativen perkutanen Strahlentherapie ermöglicht die IORT die Verabreichung einer tumoriziden Bestrahlungsdosis als Einzelapplikation während des Operationsvorganges direkt im Tumorbett. Da man direkte Sicht auf das Bestrahlungsziel hat, kann die Positionierung des Tubus für die Applikation der Strahlendosis mit hoher Präzision erfolgen. Somit kann gleichzeitig eine unerwünschte Strahlenexposition von strahlenempfindlichen Nachbarorganen, Nervenstrukturen und anderem Gewebe und hier insbesondere der Haut vermieden werden [1]. Die IORT kann als multidisziplinäre Therapieform angesehen werden, sie erfordert eine gut abgestimmte Kooperation zwischen den Anästhesisten, den Operateuren und den Strahlentherapeuten. Durch diese Methode wird eine Verkürzung der perkutanen Bestrahlungszeit um eine Woche erreicht, was Kosten einspart und die Belastung für den Patienten durch den Krankenhausaufenthalt mindert. Zusätzlich erhofft man sich ein Rückgang der Rezidivrate. Aussagekräftige Ergebnisse sind jedoch erst in einigen Jahren zu erwarten.

Die IORT wurde in den 60er Jahren in Japan und den 70 Jahren in den USA insbesondere zur Behandlung von Malignomen im kleinen Becken, sowie bei intraabdominellen und intrazerebralen Neoplasien eingesetzt [1,2,3,4,5,6]. Im Hinblick auf die Remissionsraten und Palliation wurden gute Ergebnisse erzielt. Trotzdem wurde diese Therapiemöglichkeit beim Mammakarzinom erst 20 Jahre später angewandt. In den letzten Jahren wurden einige mobile Geräte zur IORT entwickelt, durch die nun die Behandlung flexibler und einfacher geworden ist [7].

Für eine Indikation dieser Methode, darf der Tumor ein bestimmtes Stadium nicht überschreiten. Mit dem Staging wird dieses Krankheitsstadium genau beschrieben und hierfür wurde das einheitliche TNM-System entwickelt. Das T steht für Tumorgröße, N für den Lymphknotenbefall und M für die Fernmetastasenbildung. Von den vier möglichen Stadien darf der Tumor T2 nicht überschreiten, was einer maximalen Größe von 5 cm entspricht. Der Lymphknotenbefall kann positiv sein, jedoch darf keine Fernmetastasenbildung diagnostiziert werden (M0).

Motivation der Arbeit:

Die Strahlung für die IORT wird mittels der Miniatur-Röntgenquelle IntraBeam erzeugt. Die bisherige eindimensionale Bestrahlungsplanung beschränkt sich auf Daten der Tiefendosiskurven des Herstellers, wobei eine mögliche Anisotropie der Punktquelle mit daraus resultierenden Dosisextrema nicht berücksichtigt werden kann. Mit dieser Arbeit wird ein erster Schritt in Richtung einer computergestützten 2D Bestrahlungsplanung gegangen, der dieses Informationsdefizit beseitigt.

Aufgabenstellung:

Das Task Group (TG) No. 43 Protokoll liefert einen geeigneten Formalismus zur Quantifizierung der Anisotropie einer Quelle. Bewusst wurde PlatoSunrise als Brachytherapie Bestrahlungsplanungssystem ausgewählt, da es die Generierung einer benutzerdefinierten Quelle erlaubt und die Eingabe der ermittelten Parameter nach dem TG 43 Protokoll unterstützt.

Vermessen wurde die 2D Dosisverteilung der Applikatoren 40 mm und 50 mm Durchmesser, sowie der blanken Anode der Röntgenquelle anhand radiochromer Dosimetriefilme. Für die unterschiedlichen Applikationen wurden eigens dafür entwickelte Solid Water Phantome verwendet. Zur Datensatzerhebung gemäß dem TG 43 Protokoll, wurde die 2D Dosisverteilung des in der Praxis geläufigen Applikator 40 mm benutzt.

Ziel der Arbeit:

Das primäre Ziel dieser Arbeit ist zu überprüfen, in wie fern nach Parametereingabe die berechnete Dosisverteilung des Planungssystems mit der gemessenen Referenzdosis-verteilung des Applikator 40 mm übereinstimmt. Weiterhin muss überprüft werden, ob die berechneten Werte anschließend übertragbar sind. Dieses Ziel wird erreicht, indem die gemessenen 2D Verteilungen aller Applikationen miteinander verglichen werden.

Weitere Ziele:

Bei den radiochromen Filmen, dem verwendeten Scanner, sowie dem Planungssystem PlatoSunrise handelt es sich um neue, bisher nicht in die klinische Routine der Universitätsklinik (…) eingeführte Systeme. In dieser Arbeit muss deshalb ein erster Schritt zur Verifikation dieser neuen Systeme getätigt werden, um aussagekräftige Ergebnisse über die primären Ziele zu erhalten. Es wurden eigene Methoden der Verifikation entwickelt unter zu Hilfenahme der Programmiersprache MatLab. Aus diesen Gründen beschäftigt sich diese Arbeit des Weiteren mit:

- Analyse des Aufbaus des vom Planungssystem ausgegebenen Dose Grid Files mit Bilddatenaufbereitung zur Darstellung in der Vergleichssoftware
- Analyse unterschiedlicher Auswertungsmethoden radiochromer Filme durch einen Vergleich der Dosiskennlinien unterschiedlicher Lichtspektren des Scanners
- Analyse der Filmhomogenität eines unbestrahlten Films mit der Entwicklung einer geeigneten Subtraktionsmethode zur Minimierung der Unsicherheit der Netto-Dosisverteilung
- Bilddatenaufbereitung zur Darstellung einer Netto-Dosisverteilung in der Vergleichs-software
- Verifizierung der räumlichen Skalierung des Scanners und des Planungssystems
- Entwicklung einer geeigneten Methode zur präzisen Nullpunktmarkierung des Applikator-mittelpunktes für die TG 43 Parametergenerierung
- Einführung eines adaptiven Filters in die dosimetrische Bildverarbeitung

Da methodenbedingt in der gesamten Arbeit die Einheit netPV zur Messung einer 2D Dosisverteilung verwendet wurde, wird diese zur geläufigen Einheit netOD evaluiert. Beim Verifizieren der eigenen Programme, sowie des Dose Grid Files von PlatoSunrise wurde ein Interpolationsfehler der Vergleichssoftware entdeckt, welcher ebenfalls genauer analysiert wurde. Bei der Entwicklung eigener Methoden ist in der gesamten Arbeit größten Wert auf die Minimierung der Messunsicherheit gelegt worden, so dass als Abschluss dieser Arbeit ein Protokoll für die präzise radiochrome Filmdosimetrie vorgestellt wird.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

2 Grundlagen

2.1 IntraBeam

2.1.1 Einführung

Das Photon-Radiochirurgie-System PRS400 mit dem Kernstück der Miniatur-Röntgenstrahlquelle XRS ist für die minimal invasive Behandlung ausgewählter Läsionen entwickelt worden [8]. Von der Spitze einer dünnen, in das vorgesehene Zielgebiet eingeführten Sonde (Länge 10 cm, Ø 3,2 mm) wird eine kontrollierte Dosis Röntgenstrahlung abgegeben. Es wird nur Röntgenstrahlung erzeugt, wenn die Quelle XRS aktiviert ist. Das Strahlungsfeld ähnelt dem von niederenergetischen Brachytherapiequellen [9,10] und die Tiefendosiskurve fällt in weichem Gewebe schnell mit ~ r -3 ab [8]. Die Dosisleistung ist jedoch vergleichbar hoch mit der von externen Bestrahlungsgeräten [9,11]. Strahlparameter, wie der Energiebereich und die Dosisleistung können elektronisch variiert werden. Das Energiespektrum der Photonen besteht aus 85 % Bremsstrahlung und 15 % charakteristischer Röntgenstrahlung [9]. Die maximale Beschleunigungsspannung beträgt 50 kV mit einer mittleren Energie von ~20 keV oder darunter [8].

2.1.2 Funktionsbeschreibung

Das Funktionsprinzip ist in Abbildung 2.1 dargestellt. Freie Elektronen werden in der Gun durch eine Barium Oxid Glühkathode erzeugt, welche dann auf die gewünschte Energie beschleunigt werden. Mit Hilfe von zweier X-Y Magnetspulen, welche entlang des Elektronenstrahls angebracht sind, wird die Position des Strahls in der evakuierten Sonde gesteuert, mit dem Ziel, ein symmetrisches und möglichst isotropes Photonenfeld zu erzeugen. Die Spitze der Sonde muss für Röntgenstrahlen durchlässig sein. Um dies zu erreichen, besteht sie aus Beryll (Be). Auf dessen Innenseite ist ein dünnes Gold (Au) Target angebracht. Dieses Target bedeckt die halbkugelförmige Spitze des Röntgenfensters und reicht einige Millimeter in die zylindrische Sonde hinein. Im Gegensatz zu konventionellen Röntgengeräten ist die Sonde mit dem Target eine feldfreie Region. Anforderungen an das Target:

a) Ein signifikanter Teil der Energie der einfallenden Elektronen muss im Target anstatt im Substrat (Gewebe) absorbiert werden
b) Das Target muss transparent für das Photonenspektrum über 10 keV sein. Unterhalb dieses Wertes ist die Gewebebelastung unzureichend, um klinisch relevant zu sein.

Um die Bioverträglichkeit zu gewährleisten, besteht die Oberfläche der Sonde aus einem Überzug aus Titannitrid. Um Haftung und Haltbarkeit dieser Legierung an der Oberfläche zu verbessern, dient eine Nickelschicht als Grundierung. Diese Überzüge sind für das Abschneiden des Röntgenspektrums im niederenergetischen Bereich verantwortlich.

2.1.3 Systembeschreibung

Das PRS400 umfasst mehrere Unterbaugruppen. Die bei einer Behandlung eingesetzte Systemkonfiguration besteht aus folgenden drei Hauptkomponenten:

Röntgenstrahlquelle (XRS) mit internem Strahlungsüberwachunssystem (IRM): Aus der von der Bedienkonsole bereitgestellten niedrigen Gleichspannung (max. ±15 V) wird innerhalb des XRS-Gehäuses Hochspannung erzeugt. Es führt kein Hochspannungskabel zur XRS. Der Hochspannungsgenerator ist vollständig von einem geerdeten Metallgehäuse umgeben, um die Möglichkeit einer Verletzung des Patienten durch Hochspannung auszuschließen. Die an der Spitze der XRS erzeugte Photonenstrahlung wird von einem internen Strahlenüberwachungssystem (IRM) mittels Szintillationszähler detektiert. Das IRM sitzt im hinteren Teil der XRS und misst die Strahlung, welche über den Weg des Elektronenstrahls (Sonde) zurückkommt. Das IRM ist das Hauptüberwachungs- und Messsystem für die an den Patienten bzw. Substrat abgegebene Strahlung.

Externes Strahlungsüberwachunssystem (ERM): Hauptzweck dieses Strahlungsdetektors (Szintillationszähler), welcher sich außerhalb der Röntgenquelle XRS befindet, ist eine unabhängige Prüfung, ob die XRS während der Bestrahlung ordnungsgemäß arbeitet. Die vom ERM detektierte Strahlung wird in eine Pulsfrequenz [1/s] umgewandelt, die in Relation zur Strahlungsintensität steht.

Bedienkonsole: Die Bedienkonsole ist ein auf Mikroprozessoren basierendes Steuersystem, welches die Elektronik zur Versorgung und Steuerung der Systemkomponenten des PRS400 enthält [8]. Sie dient zur Eingabe, Steuerung, Anzeige, Aufzeichnung und zum Ausdruck ausgewählter Betriebsparameter sowohl bei der Verifizierung als auch während des Betriebes. Des Weiteren ist ein Luftdrucksensor [mm Hg] enthalten, um den Messwert einer Ionisations-kammer zu korrigieren. Wichtige Betriebsparameter sind u. a.:

a) Beschleunigungsspannung, (30, 40 oder 50 kV)
b) Kathodenstrom, (5, 10, 20 oder 40 µA)
c) Behandlungszeit [min]
d) IRM-Zählrate [1/s]
e) IRM-Zählgrenze (Produkt aus Behandlungszeit [s] und IRM-Zählrate [1/s])
f) ERM-Zählrate [1/s]

Beschleunigungsspannung und Kathodenstrom sind unabhängig voneinander wählbar. Die Beschleunigungsspannung determiniert die Maximalenergie der Elektronen und somit auch die des Photonenspektrums. Die Einstellung des Strahlstroms beeinflusst die pro Zeiteinheit erzeugte Menge der Röntgenstrahlung, d.h. die Dosisleistung. Die IRM-Zählrate wird in einem Verifikationszyklus vom Gerät für jede Spannungs-, Stromkombination automatisch ermittelt. Die Wahl der Bestrahlungszeit mit der dazugehörenden IRM-Zählgrenze schließt die Eingabe der Behandlungsparameter ab.

Sicherheitsaspekte: Um den Behandlungszeitraum und damit die Dosis zu determinieren, würde die Eingabe eines Parameters genügen. Die Software führt jedoch vor Behandlungsbeginn eine Konsistenzprüfung zwischen der eingegebenen IRM-Zählgrenze und dem Produkt aus IRM-Zählrate und der eingegebenen Behandlungszeit durch. Die redundante Eingabe zweier physikalisch unterschiedlicher Größen zu einer erhöhten Sicherheit für den Patienten.

Während der Röntgenstrahlerzeugung im Behandlungsmodus überwacht die Software ständig die Zählraten von IRM und ERM sowie die abgelaufene Behandlungszeit und gibt im Falle einer Toleranzüberschreitung ein entsprechendes Fehlersignal aus. Unter normalen Umständen endet eine Behandlung, wenn die aufsummierte Gesamtzahl der IRM-Zählwerte mit der eingegebenen IRM-Zählgrenze übereinstimmt. Dadurch werden, im Gegensatz zur Zeitsteuerung, auch temporäre Schwankungen der Dosisleistung mit berücksichtigt. Tritt jedoch eine Toleranzüberschreitung ein, so wird die Röntgenstrahlerzeugung sofort abgebrochen und der Benutzer kann entweder die Behandlung beenden oder, je nachdem, bei welchem Gerät (IRM/ERM/Behandlungs-Timer) der Fehler aufgetreten ist, die Bestrahlung zu Ende führen und dabei auf eine Ersatzmöglichkeit zur Steuerung des Behandlungsendes zurückgreifen [8].

Unterschreitet z.B. die IRM-Zählrate ihre untere Toleranzgrenze, so liegt die Ursache wahrscheinlich in einem Verbiegen der Sonde beim Einführen. Das Behandlungsende kann nun über die Zeit gesteuert werden, vorausgesetzt das ERM arbeitet korrekt. Fallen beide Detektoren aus, so führt dies zum vollständigen Abbruch.

Ein Verbiegen der Sonde, mit daraus resultierenden IRM-Zählraten außerhalb des Toleranzbereiches, sollte unter allen Umständen vermieden werden, da die durch das IRM gemessene Röntgenstrahlleistung sinkt. Der interne Regelkreis versucht dem entgegenzuwirken, indem die Strahlleistung angehoben wird. Bei einer Steuerung über die Zeit kann daher eine erhebliche Diskrepanz zwischen gemessener und tatsächlich abgegebener Dosis entstehen (ausführliche Beschreibung siehe [8]).

2.1.4 Brennfleck und Ausbeute

Die Verifikation des Brennfleckes dient zur Generierung eines standardisierten reproduzierbaren Strahlungsfeldes. Es ist jedoch Aufgabe des Herstellers das Gerät auf geeignete Einstellungen zu justieren. Zunächst muss mittels einer Blende mit zwei Durchlässen von bekanntem Abstand die Spannung der Magnetspulen kalibriert werden, damit ein Bezug zwischen Auslenkungsweg und -spannung hergestellt werden kann. Bei der eigentlichen Messung wird der Strahl mittels der Magnetspulen über eine Blende mit einem Loch geführt, dessen Durchmesser klein im Vergleich zu dem des Strahls ist, um die nötige Auflösung zu gewährleisten. Das Ergebnis der Messung hat einen Durchmesser von 0,33 mm (Breite des Peaks bei der Hälfte des Maximums) ergeben [9].

Die Ausbeute wird durch einen Vergleich der Temperaturerhöhung durch den Elektronenstrahl am Target gemessen, welcher leistungsgleich mit dem Produkt aus Kathodenstrom und Beschleunigungsspannung sein sollte. Dies ergab, dass nur ca. 70 % der Elektronen, welche die Kathode verlassen, auch tatsächlich das Target erreichen. Die restlichen 30 % werden vermutlich durch den Schaft der Sonde eingefangen, wo sie Bremsstrahlung und charakteristische Strahlung erzeugen. Diese wird wiederum durch den Sondenschaft absorbiert [9].

2.1.5 Röntgenspektrum

In Abbildung 2.2 ist ein vollständiges Spektrum für die Parameter 40 kV und 1,25 µA dargestellt. Eine detaillierte Darstellung der charakteristischen Photonenemission findet sich in Abbildung 2.3 [9]. Beschreibung der Peaks:

a) 7,36 keV: (Ni) L3 – K, L2 – K (Nickelgrundierung)
b) 8,12 keV: (Ni) M – K
c) 9,62 keV: (Au) M – L3 (Goldtarget)
d) 11,42 keV: (Au) M – L1, M – L2
e) 13,32 keV: (Au) frei – L2

2.1.6 Winkelabhängige Verteilung

Die Photonenfluenz in Luft ist in Abbildung 2.4 dargestellt. Die Intensität (Anzahl Photonen pro Fläche pro Zeitintervall) ist nahezu isotrop, mit einer Schwächung von ca. 10 % rechtwinklig zur Sondenachse (Transversalachse) und einer Einkerbung von ca. 7 % in Vorwärtsrichtung [9]. Die Schwächung auf der Transversalachse ist vermutlich das Ergebnis der Absorption von Photonen durch das Goldtarget, die Ursache der Einkerbung bei 180° ist unbekannt. Das Fehlen von Daten zwischen 340° und 40° liegt nicht am Einbruch des Messsignals, sonder an der Schwierigkeit, den Detektor in dieser Region zu platzieren. Ein solcher Einbruch findet bei ca. 6° statt, da ab diesem Winkel der Sondenschaft den Photonenstrahl absorbiert.

Die Dosis in Wasser, welche vor allem bei der Patientenbestrahlung interessant ist, ist in einem Wasserphantom untersucht worden [9]. Abbildung 2.5 (a) zeigt den entwickelten Film rechtwinklig zur Sondenachse. Die Isodosen sind isotrop, so dass davon ausgegangen werden kann, dass die Dosisverteilung in der Ebene der Sondenachse unabhängig vom Azimutwinkel ist. Abbildung 2.5 (b) zeigt die Dosisverteilung in der Ebene der Sondenachse bei einem beliebigen Azimutwinkel. Die Isodosenverteilung ist ähnlich zu der Intensitätsmessung in Luft (Abb. 2.4), jedoch mit dem zusätzlichen Ergebnis, dass eine Zunahme der Dosis entlang des Sondenschaftes in Rückwärtsrichtung stattfindet. Dies lässt sich erklären mit dem Photonen Absorptionsmodel durch das Goldtarget. Photonen, welche zwischen 6° und 20° entweichen, werden nicht mehr durch das Goldtarget, sondern lediglich durch das Beryll geschwächt, so dass sich in Rückwärtsrichtung eine Dosiserhöhung ergibt.

2.1.7 Stabilität und Genauigkeit

Der Toleranzbereich für die ersten 5 Minuten der Röntgenstrahlabgabe ab Kaltstart liegt bei ±5 %, danach bei ±2 %. Die Zielgenauigkeit der abgegebenen Dosis ist besser als ±1 mm bei einem Behandlungsdurchmesser von 4 cm [8].

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 2.1: Querschnitt durch die Miniatur-Röntgenquelle XRS mit allen elementaren Baugruppen. Besondere Beachtung sollte das sich im hinteren Teil des Gehäuses befindende Strahlungsmesssystem IRM finden. Die an der Anodenspitze abgegebene Dosisleistung wird mittels der rückgestreuten Photonen durch den Sondenschaft gemessen. Die Dosisabgabe, sowie deren, Messung sind im Wesentlichen von einer exakt justierten Sonde abhängig. Im Verifikationsdurchgang wird diese auf eine maximale Toleranz von 100 µm eingestellt.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 2.5: Radiochrome Filme gescannt mit einem CCD Mikrodensitometer (Ref. 14), gemessen einem Wasserphantom. Abb. (a) zeigt die Isodosen in der Transversalebene, der Anodenquerschnitt ist in der Mitte des Filmes. Gut ist die isotrope Dosisverteilung unabhängig vom Azimutwinkel zu erkennen. Abb. (b) zeigt Isodosen in der Frontalebene mit einer deutlichen Anisotropie zum Sondenschaft hin. Der Abstand der Längeneinheiten beträgt 1 mm. Die Einlaufspuren in auf den XY-Achsen sind Artefakte der Filmakquisition.

2.2 GafChromic Filmdosimeter

2.2.1 Einführung

GafChromic Dosimetriefilme (GCF) sind radiochrome Filme (RCF) der Firma ISP. Der wesentliche Unterschied zu konventionellen Silberhalogenid Filmen (SHF) besteht im Aufbau und der Zusammensetzung der sensitiven Schicht und das daraus resultierende unterschiedliche Verarbeitungsverfahren in der klinischen Routine. So sind GafChromic Filme selbstentwickelnde Filme, welche keinen Dunkelraum und keine gefährlichen und giftigen Chemikalien im Entwicklungsprozess nach Bestrahlung benötigen. Des Weiteren sind sie bei Raumlicht benutzbar und sind wasserbeständig. Die Auswertung des Filmes erfolgt mittels eines handelsüblichen Scanners im Durchlichtverfahren. Die hohe räumliche Auflösung, die geringe Energieabhängigkeit und sowie eine gute Gewebeäquivalenz der Schwächungskoeffizienten machen sie geeignet für Messungen von Dosisverteilungen in Bestrahlungsfeldern mit hohem Dosisgradienten [15]. Der hier verwendete Film GafChromic XR Type T ist speziell für die Dosimetrie von Weichstrahlen (< 100 keV) entwickelt worden. Im Gegensatz zu anderen GfC Filmen sind deshalb in die sensitive Schicht Atome hoher Ordnungszahl eingebracht, um den geringeren Wirkungsquerschnitt bei Weichstrahlen zu kompensieren [15].

2.2.2 GafChromic Filmtechnologie

Die sensitive Schicht ist das Kernstück der GafChromic Filmtechnologie. Diese Schicht der Filme enthält ein Kristallgitter mit einem strahlungsempfindlichen Monomer (Diacetylen), welches in einer Gelatineemulsion suspendiert ist. Diacetylen, oder auch Butadiin, ist ein mehrfach ungesättigter Kohlenwasserstoff mit der chemischen Formel HC≡C−C≡CH. Wenn der Film ionisierender Strahlung, aber auch Photonen aus der UV Region ausgesetzt wird [23], beginnt eine 1,4-trans Festkörper-Polymerisation [22]. Damit überhaupt eine Polymerisation eintreten kann, müssen die Monomere so dicht gepackt sein, dass der Abstand der Dreifachbindungen von angrenzenden Monomeren geringer als 0,4 nm ist [23,24]. Nach Energiezufuhr vollzieht sich der gesamte Prozess über drei Schritte, wobei der erste die Polymerisation in Butatrien darstellt [23,25]. Für dieses bestimmte Monomer ist die Struktur nur in kurzen Ketten stabil (n ≤ 6). Bei länger werdenden Ketten (n > 6) erfolgt eine Umwandlung über ein Zwischenprodukt, bestehend aus einer Aneinanderreihung von abwechselnd Butatrien und Butin, zu schließlich Polydiacetylen. Diese Struktur besitzt ein geringeres Energieniveau [23,25] und verfügt an beiden Enden der Kette über ein Kohlenstoffatom mit zwei, durch die Polymerisation entstandenen, ungepaarten Elektronen (Diradikale). Jedes weitere Monomer kann sich dort über eine Doppelbindung anschließen [23]. Die Polymerisation im Überblick:

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Die Festkörper-Polymerisation erfolgt nur entlang einer Achse des Kristallgitters, jedoch nicht rechtwinklig dazu [23,24]. Die einzelnen Monomere werden durch ionisierende Strahlung nach dem Zufallsprinzip initialisiert [23,26] und die daraus resultierenden Ketten wachsen unabhängig voneinander [23,24]. Einfallendes Licht wird an den Doppelbindungen absorbiert. Mit steigender Länge des Polydiacetylens steigt die Höhe der Doppelbindungskonzentration was zu einer erhöhten Absorption führt [23,27]. Durch die Polymerisation kontrahieren sich die frei im Kristallgitter liegenden Monomere nun auf engerem Raum zu einer Kette [23]. Daher wird der Raum zwischen der letzten Monomereinheit der Kette und dem nächsten freien Monomer bei fortschreitendem Prozess immer größer. Die Polymerisation schreitet auf beiden Enden der Kette so lange fort, bis der Raum zu einem benachbarten freien Monomer zu groß ist, um mit ihm zu reagieren [23]. Dies ist der Fall, wenn die Energie der beiden ungepaarten Elektronen (Diradikale) an einem Ende der Kette die Energiebarriere des Raumes nicht mehr überwinden können. Somit ist die Reaktionsfähigkeit der Monomere im Kristallgitter eine Funktion der räumlichen Anordnung und wird bei wachsendem Abstand aufgrund der Kettenkontraktion immer kleiner [23,28,29]. Die Phase des Übergangs zwischen dem Produkt nach Bestrahlung (Butatrien Oligomer) und dem Endprodukt Polydiacetylen beträgt bei einer Temperatur von 100 K eine Zeitdauer von 4 h [23,25], so dass anzunehmen ist, dass die Übergangsrate bei Raumtemperatur (~23 °C) deutlich höher ist bzw. unverzüglich geschieht [23,26].

McLaughlin et al. [21] berichtet, dass die Übertragung der Polymerisation nach 2 ms abgeschlossen ist bei einem einzelnen 20 Gy, 50 ns Impuls, so dass ein Großteil des Anstieges der Absorption während der Bestrahlung auftritt [23]. Polymere, welche auf Grund der genannten Prozesse nach Bestrahlung weiterreagieren, tragen weniger als 20 % zur Gesamtänderung der Absorption bei [23, ISP Corp, Produktinformation]. Die optische Dichte (OD) ist proportional zur Absorption an den Doppelbindungen. Der Verlauf der OD nach Bestrahlung als Funktion der Zeit ist asymptotisch [23,18]. Der Funktionsverlauf impliziert, dass die Polymerisationsrate, die der optischen Dichteänderung pro Zeitintervall (ΔOD / Δt) entspricht, mit fortlaufender Zeit schnell abnimmt. Bei Logarithmierung der Zeit ergibt sich eine gute Linearität der OD für den Zeitraum nach Bestrahlung. Entwicklungskennlinien des Herstellers sind aus dem GafChromic Katalog, RadPro [20] zu entnehmen.

Die Konzentration der gebildeten Polymereinheiten ist proportional zur applizierten Dosis in der sensitiven Schicht und damit ist die Dosis proportional zur optischen Dichte. Das Absorptionsspektrum der durch Strahlung erzeugten Polymere (Doppelbindungen) zeigt ein Maximum im roten Wellenlängenbereich bei ca. 670 nm [20], was in Abbildung 3.2 dargestellt ist. Bei Tageslicht herrscht ein kontinuierliches Lichtspektrum vor, aus dem die Polymere den Rotanteil absorbieren, so dass der bestrahlte Film in einer dunkel blauen Färbung erscheint.

Der Polymerisationsprozess kann nur von der Strahlung selbst ausgelöst werden. Die Ketten können Monomere nicht dazu veranlassen eigenständig zu polymerisieren, sondern lediglich sich anzuschließen. Da die Initiierung somit im Kristallgitter nicht überspringen kann und es kein Entwicklungsverfahren mit Chemikalien gibt, das die Größe und Form der Partikel verändert, hat der Film eine mögliche Auflösung im µm-Bereich. Dadurch haben GafChromic Filme eine höhere räumliche Auslösung als konventionelle Silberhalogenid Filme [20].

2.2.3 Aufbau und Spezifikation GafChromic XR – T

- Aufbau: Eine sensitive Schicht zwischen zwei Polyestersubstraten

Sensitive Schicht: Di> Polyestersubstrat: Di>- Dosisbereich: 0,1 – 15 Gy

- Energiebereich: 10 – 200 keV Photonen

- Dosisleistungsunabhängig

- Keine Fraktionierungseffekte

- Abmessungen: 5“ x 5“

XR Filme haben die gleiche Mischung der sensitiven Komponenten (Diacetylene Monomere) wie bereits in anderen GfC Filmen verwendet wird. Um die Sensitivität im Weichstrahlbereich zu erhöhen, sind jedoch zusätzlich Atome mit hoher Ordnungszahl (Cs und Br) eingebracht. Dadurch wird der geringere Absorptionsquerschnitt bei niederen Energien mit Hilfe des Photoeffektes kompensiert [16]. Zusammensetzung der sensitiven Schicht (Angaben bzgl. Gewicht):

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Die sensitive Schicht ist zwischen zwei transparenten Polyestersubstraten ohne Klebeverbindung eingebracht, so dass der Film ausschließlich aus 3 Schichten besteht. Die Polyestersubstrate enthalten einen gelben Farbstoff, der als leichter Orangefilter wirkt und so die kurzwelligen Anteile des Lichts erhöht absorbiert. Dies hat zwei Vorteile:

a) Erhöhung des visuellen Kontrastes der durch Strahlung hervorgerufenen Farbänderung. Dies kann sich beim Auswerten (Scannen) der Filme sensitivitätssteigernd auswirken in Abhängigkeit des Spektrums der verwendeten Lichtquelle und des verwendeten Auswertealgorithmus (s. Abschnitt 2.2.8).
b) Schutz der sensitiven Schicht gegenüber UV-Strahlung und blauem Licht. Dies ermöglicht eine größere Toleranz beim Umgang des Filmes bei Raum- bzw. Tageslicht.

2.2.4 Energieabhängigkeit

Ein Ziel bei der Entwicklung des GafChromic XR – T Filmes war eine möglichst geringe Energieabhängigkeit zwischen 60 und 120 keV zu erhalten [20]. Abbildung 3.1 zeigt herstellereigene Kennlinien im Energienbereich von 20 bis 120 keV und im Dosisbereich bis 10 Gy. Die Sensitivität entspricht der Steigung der Kennlinien und ist definiert als die Änderung der optischen Dichte pro Dosisintervall (S = ΔOD / ΔD). Die Werte der 80 keV und 120 keV Kennlinien weichen lediglich um 0,4 % ab, so dass er Film in diesem Bereich als Energie unabhängig angesehen werden kann. Die 60 keV Kennlinie sinkt um 6 % gegenüber der 80 keV Kennlinie. Zu kleineren Energien ist die Abnahme der Empfindlichkeit noch stärker, was typisch ist für die meisten Dosimeter aufgrund des geringer werdenden Wirkungsquerschnittes. Der Abfall der Sensitivität von 60 keV auf 40 keV beträgt 20 % und von 60 keV auf 20 keV beträgt der Abfall 50 %.

2.2.5 Homogenität

Laut Hersteller [20] wurden jeweils zwei Streifen von 0,5“ Breite von einem Film in horizontaler und vertikaler Richtung abgeschnitten und in 0,5“ Stücke unterteilt. Alle Stücke wurden mit 5 Gy, 120 keV, 2 mm Al bestrahlt. 24 Stunden später wurde jedes Stück mit einem Nuclear Associates Radiochromic Densitometer Model 37-443 zweimal gemessen und die netOD bestimmt. Die Homogenität, definiert als die zweifache Standardabweichung, dividiert durch den Mittelwert beträgt innerhalb des Films:

- horizontal: 3,0 %

- vertikal: 1,9 %

- gesamt: 2,6 %

2.2.6 Optische Charakterisierung

Einzelkomponenten des Lichts: Für dosimetrische Zwecke ist es wichtig, die unterschied-lichen Komponenten des Lichts zu berücksichtigen, welche beim Scannen durch einen GafChromic Film laufen [22]. Die Interaktion eines Lichtfeldes mit einem durchsichtigen Material ist charakterisiert durch Prozesse wie Absorption, Streuung und Reflexion. Diese Eigenschaften sind vor allem der sensitiven Schicht zuzuordnen, da der Polyester lediglich einen geringen Streukoeffizienten vorweist. Der einfallende Lichtstrahl wird in der sensitiven Schicht in vier Komponenten aufgespaltet, was in Abbildung 3.3 schematisch dargestellt ist. Handelsübliche Dokumentenscanner messen im Durchlichtverfahren das gesamte transmittierte Licht, welches aus einer gestreuten Komponente TS, sowie aus einer nur durch Absorption beeinflussten Komponente Tf besteht (T = Tf + TS). Das gesamte reflektierte Licht setzt sich aus einer gestreuten Komponente RS und einer gespiegelten RSP zusammensetzt (R = RSP + RS). Die Differenz zwischen dem einfallenden Licht I0 und der Summe von gesamt transmittierten und gesamt reflektierten Licht ergibt das im Medium absorbierte Licht IA:

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten (1)

Komponenten im spektralen Kontext: Betrachtet man diese Komponenten im spektralen Kontext, so stellt man fest, dass das Streuverhalten des Filmes wesentlich von der Wellenlänge des einfallenden Lichtes abhängig ist. In Abbildung 3.6 ist der gesamt transmittierte T(λ), sowie reflektierte Teil R(λ) bei verschiedenen Dosen über einem Spektrum von 400 nm bist 750 nm aufgetragen. Die Minima der Kennlinien des austretenden Lichts werden durch den Hauptabsorptionspeak der Polymere hervorgerufen. Bezüglich des unbestrahlten Films kann man sehen, dass T(λ) im Bereich von 450 – 550 nm relativ konstant ist (ΔT ≈ 1,5 %) [22]. Betrachtet man jedoch die Einzelkomponenten, so stellt man fest, dass die diffuse Transmission TS(λ) zu größeren Wellenlängen hin abnimmt (Abbildung 3.4) und die Transmission der nur durch Absorption beeinflussten Photonen Tf(λ), auch ballistische Photonen genannt, zu größeren Wellenlängen hin zunimmt (Abbildung 3.5). Die gesamt reflektierte Komponente R(λ) wird praktisch ausschließlich von dem gestreuten Anteil RS(λ) bestimmt, da der gespiegelte Teil RSP(λ) so gut wie unabhängig von der spektralen Wellenlänge und der bestrahlten Dosis ist und somit nur einen konstanten Faktor darstellt. Auch hier ist ein Absinken der gestreuten Reflexion zu höheren Wellenlängen hin zu beobachten.

Die Kennlinien bezüglich der gestreuten Anteile des Lichts in Abbildung 3.4 verleihen den Eindruck, dass der Streukoeffizient nicht nur abhängig von der Wellenlänge ist, sondern auch von der Dosis. Dies ist jedoch nicht der Fall. Ein Absinken des Streulichtes bei steigender Dosis beruht hauptsächlich auf der Tatsache, dass die mittlere Weglänge des Lichtes im Medium aufgrund der Streuung erhöht ist und bei steigender Dosis die Wahrscheinlichkeit einer Absorption ebenfalls steigt.

Auswirkung auf die Ortsauflösung: Verwendet man einen GafChromic Film um eine räumliche Dosisverteilung darzustellen, so mindert das Streuverhalten des Mediums die Ortsauflösung des Auswertebildes. Nur ein ballistisches Photon, welches den Film auf einer orthogonalen Bahn durchquert trägt zur Ortsauflösung bei, wird es abgelenkt, so geht dessen räumliche Information verloren. Der Streukoeffizient sinkt mit zunehmender Wellenlänge und dominiert über dem der Absorption in einem Wellenlängenbereich von 400 – 500 nm, siehe Abbildung 3.2. Der Absorptionskoeffizient überwiegt ab einer Wellenlänge von 600 nm, selbst wenn der Film nur mit einer geringen Dosis bestrahlt worden ist [22]. Ein günstiges Absorptions-, Streuverhältnis ist somit Vorraussetzung um eine räumliche Dosisverteilung mit einer guten Ortsauflösung darzustellen. Um dies zu erreichen, sollte der Film im roten Wellenlängenbereich ausgewertet werden.

Der Vollständigkeit wegen sollte noch gesagt werden, dass bei Messungen im Durchlichtverfahren die reflektierte Komponente R(λ) nicht erfasst wird und somit auch der gestreute Anteil RS(λ) keine negativen Auswirkungen auf das räumliche Auflösungsvermögen hat, sondern nur der nach vorne gestreute Teil TS(λ). Dies bedeutet aber auch, dass die gemessene Absorption nicht mit der tatsächlichen Absorption im Film gleichzusetzen ist, da R(λ) nicht erfassbar ist und somit als absorbiert gilt (vgl. Gleichung 1). Die bei einer Einzelmessung gemessene Absorption (OD) ist somit immer höher als die tatsächliche Absorption. Dieser systematische Fehler verringert sich durch das Bilden der Netto-Absorption aus bestrahltem und unbestrahltem Film und wird gänzlich neutralisiert beim Erstellen einer Kalibrierfunktion, da bei Kalibrierfilmen die gleichen Effekte auftreten.

2.2.7 Auswirkungen von Laserlicht

Licht ist eine Transversalwelle mit einem Wellenvektor in Längsrichtung zur Ausbreitung und einem Feldvektor orthogonal dazu. Im dreidimensionalen Raum ist ein Freiheitsgrad noch offen, die Rotation des Feldvektors um den Wellenvektor. Nimmt der Feldvektor eine feste Position ein, so spricht man von linear polarisiertem Licht. Kohärenz bezeichnet die Eigenschaft einer Welle über einen zeitlichen Bereich hinweg eine definierte Phasenbeziehung aufzuweisen. Unter den verschiedenen Scannern, welche für die radiochrome Filmdosimetrie eingesetzt werden, befinden sich viele, die einen Laser als Lichtquelle verwenden, dessen Licht kohärent und polarisiert ist. Diese beiden Welleneigenschaften können jedoch unerwünschte Auswirkungen mit sich führen:

a) Kohärentes Licht: Dempsey et al. [16,17] zeigte, dass die Kohärenz des Laserlichts zu Interferenzartefakten führen kann und machte Empfehlungen für deren Beseitigung.
b) Polarisiertes Licht: GafChromic Filme zeigen eine relativ geringe Variation der OD wenn das Licht eines Scanners linear polarisiert ist und die Filme um 360° rotiert werden [15,16,18,19]. Sind jedoch Lichtquelle und Detektor linear polarisiert, so erhöhen sich die Abweichungen bei einer Rotation und können bis zu 15 % betragen [15,16,19].

Die unter b) genannte Fehlerquelle kann minimiert werden, indem man die Filme markiert und anschließend immer unter gleichem Rotationswinkel scannt. Besser geeignet für optische Dichtemessungen in der RCF Dosimetrie ist jedoch das Licht eines Scanners mit Weißlichtquelle (Breitbandemissionsspektrum), da dieses nicht kohärent und unpolarisiert ist und deshalb keine dieser Korrektionen bedarf. Bei der Verwendung von Laserlicht ergeben sich weitere mögliche Fehlerquellen:

Energieübertragung: He-Ne Laser, welche bei einer Leistung von 0,1 mW arbeiten, verursachen einen Anstieg der Absorption eines GafChromic MD-55 Films innerhalb von 5 min. Dieser Effekt ist höher für Filme oder Regionen mit geringerer Dosis [23,30]. Aus diesem Grund sollten Laser mit geringer Leistung verwendet werden um Polymerisationen aufgrund der durch das Licht übertragenen Hitze zu vermeiden. Oberhalb von 60 °C schmelzen die Kristalle und der Film wechselt die Farbe von blau zu rot [23,21].

Variation des Absorptionspeaks: Wie in der Literatur mehrfach berichtet, verschiebt sich der Absorptionspeak bei steigender Dosis zu geringeren Wellenlängen [21,22,23,32]. Dieser Effekt ist in den Abbildungen 3.4 – 3.6 zu erkennen. Eine Verschiebung des Peaks zu geringeren Wellenlängen erfolgt auch bei einer Temperaturerhöhung (λmax = 677,5 nm bei 18,6 °C, 673 nm bei 28,0 °C für 6,9 Gy) [18,23,31]. Dieser Effekt ist reversibel, wenn die Temperaturänderung während des Auswertens erfolgt, jedoch nicht während der Bestrahlung [23,31]. In der Literatur gibt es widersprüchliche Aussagen über das Verhalten der Absorption in Abhängigkeit der Temperatur. Einige berichten von einem Sinken der Absorption [18,23,31], andere von einem Steigen der Absorption [23,33,34] bei Erhöhung der Temperatur. Diese Diskrepanz ist durch die Wahl der Auswertewellenlänge für die Absorptionsmessungen erklärbar [23]. Ist die Wellenlänge kleiner als λmax, so tritt bei Temperaturerhöhung eine Absorptionszunahme ein, ist die Wellenlänge größer, so tritt eine Absorptionsabnahme ein. Wertet man nur bei einer Wellenlänge aus (Laser, LED), so müssen diese Effekte berücksichtigt werden, um Fehlinterpretationen zu vermeiden.

2.2.8 Sensitivität in Abhängigkeit des Lichtspektrums

Die Sensitivität eines GafChromic Filmes entspricht der Steigung der Funktion netOD = f(Dosis) und ist für ein Dosisintervall an der Stelle x definiert als S = ΔnetOD / ΔDosis. Jedoch wird die Sensitivität nicht nur, wie eingangs bereits erwähnt, von der atomaren Zusammensetzung der sensitiven Schicht beeinflusst, sondern auch von dem verwendeten Lichtspektrum des Scanners. Wird der Absorptionsquerschnitt gegenüber Photonenstrahlung verändert, so verändert sich die Höhe des Absorptionspeaks der Polymere bei gleicher applizierter Dosis. Das heißt, dass sich durch das Einbringen von Atomen höherer Ordnungszahl der Absorptionspeak erhöht und damit der Film sensitiver gegenüber Photonenstrahlung wird.

Durch das Scannen der Filme im Durchlichtverfahren wird die Transmissionskurve, die der Fläche der Absorptionskurve entspricht, in Abhängigkeit des verwendeten Lichtspektrums in einen Pixelwert umgewandelt. Die Pixelwertänderung ΔPV und somit auch die optische Dichteänderung ΔOD bei einer bestimmten Dosis ist dabei proportional dem Quotienten aus der Fläche der Transmissionskurve und der Fläche des verwendeten Lichtspektrums. Die Fläche des Lichtspektrums dient dabei als Referenzwert. Beide Flächen werden in denselben Grenzen (λmin, λmax) berechnet und die Skalierung der y-Achse kann in beliebigen Einheiten von null bis voller Transmission (0...1) erfolgen. Unter Annahme eines kontinuierlichen Spektrums und einsetzen der Grenzen, vereinfacht sich Gleichung 2 zu Gleichung 3:

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Aus Gleichung 3 ist nun ein direkter Zusammenhang zwischen der Sensitivität der optischen Dichte und der Breite des Lichtspektrums zu erkennen. Verringert man die Breite des Spektrums um das Absorptionsmaximum der Filme im roten Wellenlängenbereich, so ist die Abnahme der Referenzfläche im Nenner größer als die Abnahme der Fläche der Absorptionskurve im Zähler, was zu einer Sensitivitätssteigerung führt. Somit kann zusammengefasst werden:

- Die Sensitivität der Absorptionskurve ist abhängig vom Wirkungsquerschnitt gegenüber Photonenstrahlung und muss als filmspezifisch gegeben angesehen werden.

- Die Sensitivität des Pixelwertes ist abhängig von der Breite des Lichtspektrums um den Absorptionspeak der Polymere und kann vom Anwender beeinflusst werden.

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