Gesellschaft für Medizinische Physik e.V.
DGMP-Bericht
DGMP-Bericht Nr. 15 2000
Meßverfahren und Qualitätssicherung bei Röntgentherapieanlagen mit Röhrenspannungen zwischen 100 kV und 400 kV
vorgelegt vom
Arbeitsausschuß A 13 (Röntgentherapie)
der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik e. V.
unter der Federführung von K. Heuß, Köln
und den Mitarbeitern
J. Dierker, Erlangen, K.-P. Hermann, Göttingen, U. Schneider, Braunschweig, M. Wucherer, Nürnberg
Inhaltsverzeichnis
1 Vorwort 4
2 Einleitung 5
2.1 Dosisleistung 5
2.2 Tiefendosisverlauf 6
2.3 Rück- und Seitwärtsstreuung 6
2.4 Streustrahlungsprobleme (Fremdstrahlung) 6
2.5 Einfluß des Photoeffektes 6
2.6 Biologische Wirksamkeit der Röntgenstrahlung 8
3 Röntgentherapieanlagen 9
3.1 Standardgeräte 9
3.2 Sondergeräte - "Hartstrahltherapie" - Röhre RT 305 11
3.3 Neue Geräteentwicklungen 12
4 Ionisationskammer-Bauarten 14
4.1 Kompaktkammern 15
4.2 Flachkammern 15
5 Messungen mit Ionisationskammern 15
5.1 Benutzung einer Ionisationskammer, die zur Anzeige der Wasser-Energiedosis Dw kalibriert ist 16
5.1.1 Allgemeine Bemerkungen 16
5.1.2 Kalibrierung einer Ionisationskammer als Bezugsnormal 17
5.1.3 Kalibrierung einer Ionisationskammer als Gebrauchsdosimeter 18
5.1.3.1 Kalibrierung im Wasserphantom 18
5.1.3.2 Kalibrierung im PMMA-Phantom 19
5.1.4 Ermittlung der Wasser-Energiedosis Dw 20
5.2 Benutzung einer Ionisationskammer, die zur Anzeige der Luftkerma Ka kalibriert ist 21
5.2.1 Allgemeine Bemerkungen 21
5.2.2 Ermittlung der Wasser-Energiedosis Dw mit Hilfe von NK 22
5.2.3 Korrektionsfaktor ka→w 23
6 Bestimmung der Strahlungsqualität 25
6.1 Kennzeichnung der Strahlungsqualität durch die Halbwertdicke 25 6.2 Kennzeichnung der Strahlungsqualität durch den Strahlungsqualitätsindex QR 26
7 Gewebeäquivalenz und Phantome 30
7.1 Gewebeäquivalenz 30
7.2 Physikalische Bedingungen für die Gewebeäquivalenz 30
7.3 Standardgewebe 31
7.4 Spezielle Phantomsubstanzen 35
8 Dosimetrie an Röntgentherapieanlagen 36
8.1 Dosimetrie mit Ionisationskammern 36
8.1.1 Benutzung einer Kammer, die zur Anzeige der Wasser-Energiedosis Dw kalibriert ist 36 8.1.2 Benutzung einer Kammer, die zur Anzeige der Luftkerma Ka kalibriert ist 38
8.2 Messungen im Phantom 39
8.3 Tiefendosisverlauf 41
8.3.1 Messung des Tiefendosisverlaufs 42
8.3.2 Typische Tiefendosisverläufe 43
9 Qualitätssicherung und Kontrollen 45
9.1 Röntgenverordnung 45
9.2 Konstanzprüfung apparativer Daten 46
9.3 Allgemeine Probleme 46
9.3.1 Verhalten bei längerem Stillstand der Anlage 46
9.3.2 Langfristige Änderung der Dosisleistung 46
9.3.3 Synchronisierung von Strahlungsbeginn und Uhrenstart 46
9.4 Was soll überprüft werden (Check-Liste) 47
10 Literaturverzeichnis 48
1 Vorwort
Bis in die 60er Jahre wurde in Deutschland die Strahlentherapie fast ausschließlich mit Röntgengeräten durchgeführt. Nur in wenigen Zentren gab es Gammabestrahlungsgeräte und Beschleuniger für die Tumortherapie.
Die Berichte aus dem Ausland über den Einsatz dieser neuen Geräte und die Erfahrungen in den wenigen Zentren in Deutschland zeigten eine erhebliche Verbesserung hinsichtlich der Konzentrierung der Strahlungsenergie im Zielvolumen bei deutlicher Schonung benachbarter gesunder Organe und eine starke Minderung der bei der Röntgentherapie meist erheblichen Strahlungsnebenwirkungen. Der Titel der ersten deutschsprachigen Monographie läßt die Begeisterung der Strahlentherapeuten anklingen: "Die Supervolttherapie" (BECKER und SCHUBERT 1961)
1960 1970 1980 1990 2000
Jahr 0
50 100 150 200 250 300
Anzahl
Gammabestrahlungsanlagen
Beschleuniger
Abbildung 1.1: Anzahl der Beschleuniger und Gammabestrahlungsanlagen in Deutschland (nach Angaben des Bundesministers des Innern, Bonn 1981, 1995)
Es sollten noch zwei Jahrzehnte vergehen, bis die kurative Strahlentherapie vorwiegend mit modernen Bestrahlungsgeräten durchgeführt wurde, deren Anzahl stetig zunahm (s. Abb. 1.1).
Die dermatologische Strahlentherapie wurde durch diesen Wandel wenig berührt. Es gab jedoch Bestrebungen, die Schmerz- und Entzündungsbestrahlungen durch nichtradiologische Methoden zu ersetzen. Heute wird die Ansicht vertreten (ORDER, 1992), daß bei sorgfältiger Auswahl der Indikationen die Röntgentherapie einen festen Platz bei der Behandlung von gutartigen Erkrankungen einnehmen sollte. Der gegenwärtige Stand wird von TROTT (1994) so zusammengefaßt: "Radiotherapy can be a very effective treatment for various non- malignant conditions such as eczema, psoriasis, periarthritis humeroscapularis, epicondylitis, knee arthrosis, hydradenitis, parotitis and panaritium, and probably be associated with less acute and long-term side effects than similarly effective other treatments".
Physikalisch-technische Informationen zur dermatologischen Strahlentherapie finden sich im Normblatt DIN 6809-4 (1988): Klinische Dosimetrie - Anwendung von Röntgenstrahlen mit Röhrenspannungen von 10 kV bis 100 kV in der Strahlentherapie und in der Weichteildiag- nostik - sowie in dem DGMP-Bericht Nr. 5 (1986): Praxis der Weichstrahldosimetrie.
Bei der Röntgentherapie mit Röhrenspannungen bis 400 kV orientiert sich die Dosimetrie am Normblatt DIN 6809-5 (1996). Das bedeutet Verwendung der Meßgröße Wasser-Energiedosis und Messung im Wasser- oder wasseräquivalenten Phantom. Kammern, die zur Anzeige der Luftkerma oder Standardionendosis kalibriert sind, können mit Hilfe von Umrechnungs- faktoren weiterverwendet werden (s. Abschnitt 8.1.2).
Neben den eingehend besprochenen älteren Geräten werden auch die modernen Geräte- entwicklungen vorgestellt (s. Abschnitt 3.3). Die diffizile Strahlungsphysik führt stellenweise zu Schwierigkeiten in der Dosimetrie. Diese werden in Kapitel 5 dargestellt, wo auch die Aus- wirkungen des Medizinproduktegesetzes erläutert werden. Neue Prüfgeräte und Prüfmethoden wie z. B. das wasseräquivalente Plattenphantom aus RW-1 (siehe HERMANN et al. (1996) und Abschnitt 8.2) oder die vereinfachte Überprüfung der Strahlungsqualität mit dem Qualitätsindex QR (siehe WUCHERER et al. (1996) und Abschnitt 6.2) werden vorgestellt.
Die praktische Dosimetrie und die Qualitätssicherung finden sich in den Kapiteln 8 und 9.
2 Einleitung
Die meisten Medizinphysiker sind vertraut mit Beschleunigern und ihren Strahlungen, jedoch weniger mit therapeutisch genutzter Röntgenstrahlung. Deshalb soll in diesem Abschnitt auf die Besonderheiten dieser Strahlenanwendung eingegangen werden. Weitere Informationen finden sich in den Monographien: JANKER und ROSSMANN (1958) und HANDBUCH MED. RADIOL. (1965).
2.1 Dosisleistung
Die Kenndosisleistung ist ein Maß für die Leistungsfähigkeit eines Strahlers. Sie wird als Maxi- malwert der Wasser-Energiedosisleistung im Wasserphantom bei einem Fokus-Meßort-Ab- stand von 1 Meter und einer Feldgröße von 10 cm x 10 cm gemessen (s. DIN 6814-3: 2000).
Tabelle 2.1: Kenndosisleistung verschiedener Therapiegerätetypen
Gerätetyp Kenndosisleistung Gy/min
Fokusabstand bei Dosisleistung
1 Gy/min cm
Übliche Fokus-Haut-
Abstände cm
Beschleuniger 2 - 4 140 - 200 100
Co-60-Geräte 0,3 - 1 55 - 100 55 - 80
Röntgentherapie 0,1 - 0,3 30 - 55 30 - 50
Wie Tabelle 2.1 zeigt, ist die Kenndosisleistung von Röntgentherapiegeräten im Vergleich mit Beschleunigern recht gering. Um akzeptable Bestrahlungszeiten zu erreichen, müssen relativ kurze Fokus-Haut-Abstände gewählt werden.
2.2 Tiefendosisverlauf
Auf Grund der üblichen kurzen Fokus-Haut-Abstände und der größeren Schwächung der Strahlung fällt die Dosis mit zunehmender Tiefe im Phantoms steil ab. Im Vergleich zu Linear- beschleunigern ist kein nennenswerter Aufbaueffekt feststellbar, so daß eine hohe Belastung der strahlenempfindlichen Hautschichten erfolgt. In 10 cm Tiefe ist die Dosisleistung bei 250 kV auf etwa ein Drittel abgesunken (siehe Abbildung 2.1). Deshalb werden Krankheits- herde, die tiefer als 5 cm unter der Haut liegen, in der Regel nicht der Röntgentherapie zugeführt.
2.3 Rück- und Seitwärtsstreuung
Die Rück- und Seitwärtsstreuung aus dem Patienten bzw. aus dem Phantom erreicht im Bereich der Röntgentherapie (100 bis 400 kV) ihr Maximum. Der Streuzusatz kann bis zu 50 % betragen (bei Beschleuniger und Co-60 < 10 %). Der Anteil der Rückstreuung ist stark von der Feldgröße abhängig (siehe Abbildung 2.2).
2.4 Streustrahlungsprobleme (Fremdstrahlung)
Werden in der Nähe der Strahlungseintrittsfläche metallische Geräteteile vom Nutzstrahlen- bündel oder von Streustrahlung getroffen, z. B. ein offener Tubus, so entsteht eine Fremd- strahlung aus Elektronen und K-Strahlung, von der die oberflächliche Hautschicht des Patienten erfaßt werden kann. Der Nachweis dieser Strahlung verlangt eine Ionisationskammer mit sehr dünnem Eintrittsfenster. Die strahlungssensible Hautschicht wird in der Regel nicht erreicht (siehe auch CHAOUL et al. (1941) und PODGORSAK et al. (1990)).
2.5 Einfluß des Photoeffektes
Bei den in diesem Bericht behandelten Strahlungsqualitäten erfolgt ein beträchtlicher Teil der Energieübertragung über den Photoeffekt. Nur bei sehr hoher Röntgenröhrenspannung und extremer Filterung kann der Einfluß des Photoeffektes so stark reduziert werden, daß eine Überexposition des Knochens vermieden werden kann (siehe Abb. 2.3 und Abschnitt 3.2).
Abbildung 2.1: Tiefendosisverlauf in Wasser verschiedener Strahlungsqualitäten bei einer Feldgröße von ca. 10 cm x 10 cm (Linearbeschleuniger FHA = 100 cm, Co-60 mit QHA = 80 cm und Röntgenstrahler 250 kV, 1 mm Cu sowie 120 kV, 2 mm Al bei FHA = 40 cm)
0,1 1 10
Halbwertdicken in mm Cu 1,0
1,1 1,2 1,3 1,4 1,5
Rückstreufaktor
20 cm x 20 cm
2 cm x 2 cm
Abbildung 2.2: Rückstreufaktoren für Wasser in der Röntgentherapie nach BJR Suppl. 25 (1996)
0 5 10 15
Tiefe in cm 0
20 40 60 80 100
Prozentuale Tiefendosis in % 120 kV
250 kV Co-60 15 MV
0,1 1
0,01 0,1 1
0,4 0,8 2 4
Muskel / Wasser Haut / Wasser 8
Fett / Wasser Kompakta / Wasser
relative Massenenergieabsorption
Photonenenergie in MeV Spongiosa / Wasser
Abbildung 2.3: Verhältnis der Massenenergieabsorptionskoeffizienten zwischen Standardgeweben und Wasser bei verschiedenen Strahlungsquali- täten mit den Werten von HUBBELL (1982)
2.6 Biologische Wirksamkeit der Röntgenstrahlung
Zahlreiche Tierexperimente belegen, daß Röntgenstrahlen eine geringfügig höhere biologische Wirksamkeit entfalten als hochenergetische Photonenstrahlung (Literatur siehe Tabelle 2.2).
Tabelle 2.2: Relative Biologische Wirksamkeit (RBW) der Röntgenstrahlung bezogen auf Co-60
Strahleneffekt RBW Literatur Nichtstochastische,
deterministische Effekte
etwa 1,25 LINDEN (1972), HEUSS (1975) Stochastische Effekte etwa 2 ICRP 60, § 85 (1991)
Anders als bei strahlenbiologischen Untersuchungen werden im Strahlenschutz die Wichtungs- faktoren, die den Einfluß von Strahlungsart und Energie auf die biologische Wirksamkeit berücksichtigen, sowohl in der Strahlenschutzverordnung als auch in ICRP-60 für Photonen und Elektronen aller Energien gleich 1 gesetzt.
3 Röntgentherapieanlagen
In Praxen und Krankenhäusern findet man vorwiegend Röntgentherapieanlagen, die seit vielen Jahren betrieben werden. Gelegentliche Modernisierung ohne Änderung des Grundkonzeptes führten zu zahlreichen Versionen. 1967 wurde ein neues Konzept vorgestellt (siehe Ab- schnitt 3.2), das jedoch gegen Gammabestrahlungsanlagen und Elektronenbeschleuniger keine Chance hatte. Seit einigen Jahren gibt es Strahlentherapieanlagen mit moderner Schalt- und Sicherheitstechnik, die hinsichtlich der Handhabung und Vielseitigkeit allen heutigen Anfor- derungen genügen. Mit den meisten Geräten kann man Weichstrahl- und Hartstrahltherapie durchführen (siehe Abschnitt 3.3).
3.1 Standardgeräte
Von den ursprünglich zahlreichen Herstellern sind im wesentlichen nur noch die Anlagen der Firmen Siemens und Philips (früher C.H.F.Müller) sowie des Transformatoren und Röhren Werkes (TuR-Dresden) übriggeblieben. Die entsprechenden Geräte unterscheiden sich nur in Details, so daß hinsichtlich der wesentlichen Aspekte eine gemeinsame Beschreibung möglich ist.
Die Anlagen sind in der Regel für zwei Arbeitsplätze eingerichtet; häufig ist eine Weichstrahl- anlage am gleichen Generator/Schaltpult angeschlossen. Der Generator erzeugt eine geglättete Gleichspannung mittels einer Liebenow-Greinacher-Schaltung. Die Welligkeit liegt für 250 kV/12 mA bei 2 %. Benutzt werden bipolare Festanodenröhren mit Brennfleckgrößen um 8 mm x 8 mm mit einer Dauerlast bis zu 4 kW. Die Öl-Umlaufkühlung wird mit Wasser rückgekühlt. Der Strahler ist meist an einem Säulenstativ montiert, seltener finden sich iso- zentrische Montierungen (Kohler-Stativ).
Zur besseren Begrenzung der Bestrahlungsfelder werden Tubusse benutzt, die auf die Haut aufgesetzt werden. Die Strahlenaustrittsseite des Tubusses ist mit einer transparenten Kunststoffkappe abgeschlossen. Hierdurch wird die an den Tubus-Innenwänden entstehende Fremdstrahlung weitgehend beseitigt (s. Abschnitt 2.4). Klinisch dient die Kappe zur Kompres- sion und damit zur Verringerung des Abstandes zwischen Körperoberfläche und Zielvolumen.
Typische Tubuslängen sind 30 cm, 40 cm und 50 cm.
Die Tubus-Feldgrößen, angegeben in cm x cm, sind weitgehend standardisiert (4x6, 6x8, 8x10, 10x15, 15x20 und nur für 40 cm Abstand 20x24). Außerdem gibt es offene Rundtubusse ab l cm Durchmesser. Ferner kann man anstelle eines Tubus eine Tiefenblende mit Lichtvisier anflanschen; sie erlaubt rechtwinklige Felder bis 16x16 in 50 cm Fokusabstand.
Bei älteren Geräten lassen sich Röhrenstromstärke und Röhrenspannung kontinuierlich ein- stellen. Später wurde ein Stufenschalter für die Röhrenstromstärke eingeführt, schließlich konnte man vorgegebene Strom-Spannungs-Kombinationen über Tasten anwählen. Die Her- steller bieten 8 - 11 Kombinationen an, aus denen sich der Benutzer 5-6 Stufen auswählen kann. Zur Aufhärtung der Strahlung werden Filter benutzt. Üblicherweise gibt es 5-7 unter- schiedliche Filter. Aus Sicherheitsgründen muß stets ein Filtereinschub verwendet werden. Die Filterhalter sind kodiert und enthalten die Filterkombinationen einschließlich Leerfilter. Beim
Einsetzen des Leerfiltereinschubs ist nur die Eigenfilterung des Strahlers (ca. 2 mm Alumi- nium-Äquivalent) wirksam.
Neben Kupferfiltern werden auch Kombinationsfilter verwendet. Diese Thoraeus-Filter sind Kombinationen aus den Materialien Zinn, Kupfer und Aluminium. Sie sind auf maximale Dosisleistung bei vorgegebener Halbwertdicke optimiert.
Thoraeus-Filter (Dickenangabe in mm): Th I: 0,4 Sn + 0,25 Cu + 1,0 Al
Th II: 0,8 Sn + 0,25 Cu + 1,0 Al
Th III: 1,2 Sn + 0,25 Cu + 1,0 Al
Die Filter können bei älteren Geräten beliebig mit den elektrischen Einstelldaten kombiniert werden. Nachdem die klinische Erfahrung im Laufe der Zeit zu bevorzugten Kombinationen geführt hat, wurden diese bei neueren Geräten fest eingestellt. Als "Standards" gelten die in Tabelle 3.1 aufgeführten Kombinationen.
In der neueren Literatur finden sich Beschreibungen der Strahlungseigenschaften der Geräte RT 250 (Philips) in KURUP and GALSGOW (1993) und SCRIMGER and CONNORS (1986) sowie Stabilipan 2 (Siemens) in NIROOMAND-RAD (1988).
Tabelle 3.1: Häufige benutzte Röhrenspannung-Filter-Kombinationen in der Röntgentherapie
Röhrenspannung kV
Stromstärke mA
Filter mm
Halbwertdicke mm
120/125 20 Leer 3 Al
175/180 20 0,2 Cu 0,6 Cu
200 20 0,5 Cu 1,1 Cu
250 15 1,0 Cu 2,1 Cu
300 12 Th I 3,3 Cu
Bei manchen Geräten befindet sich eine Durchstrahlkammer als Monitor im Nutzstrahlenbündel zwischen Strahlenaustrittsfenster und Tubusaufnahme. Die Monitoranzeige ist der Dosislei- stung proportional; sie darf aber auf keinen Fall zur Patientendosimetrie verwendet werden.
Grundsätzlich ist eine solche Vorrichtung jedoch sehr nützlich für die Überwachung der Langzeitstabilität der Dosisleistung. Voraussetzung ist jedoch, daß die Monitoranzeige bei allen benutzten Einstellungen innerhalb des Anzeigebereichs liegen und die Ablesungen regel- mäßig protokolliert werden.
100
Röhrenspannung in kV 10
100
Dosisleistung in mGy/min/mA
Filterung
200 300 400 FKA = 50 cm FG = 125 cm² Meßtiefe: 5 cm
Abbildung 3.1: Richtwerte für die Wasser-Energiedosisleistung pro mA Röhrenstrom in 50 cm Fokus-Kammer-Abstand in 5 cm Wassertiefe bei einer Feld- größe von 125 cm² (Tubus 8 x 10 / 40 cm).
In Abbildung 3.1 sind Richtwerte für die Wasser-Energiedosisleistung bei verschiedenen Strahlungsqualitäten unter definierten Bezugsbedingungen dargestellt. Dabei wurde die Strahl- geometrie aus Abschnitt 6.2 benutzt. Abhängig von der Strahlungsqualität kann die Dosislei- stung an der Oberfläche des Phantoms bis zu einem Faktor 2,5 höher sein.
Von den Herstellern Philips und Siemens werden Richtwerte für die zu erwartende Dosis- leistung als frei in Luft gemessene Luftkermaleistung angegeben. Mit beiden Verfahren kann die langfristige Stabilität der Dosisleistung überwacht werden.
3.2 Sondergeräte - "Hartstrahltherapie" - Röhre RT 305
1967 wurde bei C.H.F.Müller (jetzt Philips) ein neues, von Wichmann entwickeltes Konzept mit dem Gerät RT 305 realisiert. Es beruht im wesentlichen auf zwei Ideen:
→ Zur Erzeugung unterschiedlicher Tiefendosisverläufe ist die Änderung der Fokus-Haut- Abstände wirksamer als die Änderung der Röhrenspannung. Bei Verwendung einer Hohlanodenröhre, bei der besonders kleine Fokusabstände möglich sind, kann dieser Effekt noch verstärkt werden. Die enge Korrelation zwischen Strahlungsqualität und Feldgröße führt jedoch zu Einschränkungen bei der Wahl der Feldgrößen.
→ Durch eine sehr starke Filterung wird eine angenähert monochromatische Strahlung er- zeugt (Homogenitätsgrad bei 0,95). Die Energieübertragung erfolgt vorwiegend über
den Compton-Effekt. Hierdurch kommt es zu einer Dosisentlastung von Haut und Knochen und damit zu einer Minderung der Nebenwirkungen. Durch Variation der Filterdicken wird bei allen Einstellungen eine Dosisleistung von etwa 1 Gy/min erreicht.
Der RT 305 besitzt eine fest eingestellte Röhrenspannung von 300 kV. In Tabelle 3.2 sind die wesentlichen Bestrahlungsdaten dieses Gerätes zusammengestellt.
Tabelle 3.2: Einstellmöglichkeiten und Bestrahlungsdaten des RT 305 (Herstellerangaben)
Tubus cm ∅ bzw. cm x cm
Fokus-Haut- Abstand in cm
Gesamtfilterung mm
Halbwertdicke mm Cu
Halbwerttiefe cm Wasser
Rückstreu- faktor
3 ∅ 6 3,5 Pb 5,9 2,1 1,04
6 ∅ 6 3,5 Pb 5,8 2,3 1,06
4 x 6 7,5 2,9 Pb 5,9 2,6 1,06
6 x 8 10 2,2 Pb 5,7 3,3 1,09
8 x 10 15 1,5 Pb 5,3 4,5 1,13
8 x 10 30 4,9 Cu 3,9 6,0 1,16
10 x 15 30 5,1 Cu 4,0 6,5 1,20
15 x 20 30 5,3 Cu 3,9 7,1 1,24
20 x 24 40 2,7 Cu 3,2 8,2 1,36
Anmerkung: Die Halbwerttiefe ist die Tiefe in einem angegebenen Material, in der die Dosis- leistung halb so groß ist wie an der Oberfläche. Sie kann den Tiefendosiskurven entnommen werden.
Es gibt noch eine weitere Version mit einer Röhrenspannung von 250 kV (RT 255) und geringfügig veränderten Daten. Weitere Informationen bei WICHMANN (1967), SACK et al.
(1971) sowie NÜSSLIN und WINTER (1973).
3.3 Neue Geräteentwicklungen
In den vergangenen Jahren sind einige neue Röntgengeräte für Weich- und Hartstrahltherapie auf den Markt gekommen. Diese neuen Geräte basieren auf einer modernen Schalt- und Sicherheitstechnik, die sich am Standard der medizinischen Beschleuniger orientiert. So wird z. B. ein integrierter Dosismonitor mit externen Dosimetern kalibriert. Das Strahlenaustritts- fenster besteht aus Beryllium, so daß für die Weichstrahltherapie auch Röntgenstrahlung mit geringer Photonenenergie zur Verfügung steht. Mit einem geeigneten Generator und mit den entsprechenden Zusatzfiltern können im Prinzip sämtliche in der Röntgentherapie gebräuch- lichen Spannung-Filter-Kombinationen realisiert werden. Standardkombinationen sind vorein- gestellt und können vom Nutzer per Knopfdruck gewählt werden.
Das Oberflächen-Therapiesystem Therapax SXT 150 (Hersteller: Pantak Inc., East Haven, Connecticut USA; Vertrieb in Deutschland: Röntgen-Schnitzer, Frankfurt am Main) besitzt z. B. 8 voreingestellte Strahlungsqualitäten mit Halbwertdicken zwischen 0,1 mm Al und 0,5 mm Cu bei Röhrenspannungen zwischen 20 und 150 kV. Im Rahmen des technisch
möglichen werden vom Hersteller auch Wünsche des Betreibers nach anderen Strahlungs- qualitäten berücksichtigt. Die typische Voreinstellung sieht wie folgt aus:
Stufe Spannung kV
Filter mm
Halbwertdicke mm
1 30 0,2 Al 0,10 Al
2 50 0,4 Al 0,40 Al
3 70 0,6 Al 0,70 Al
4 80 0,8 Al 1,00 Al
5 100 1,2 Al 2,00 Al
6 100 2,0 Al 3,00 Al
7 120 0,1 Al + 0,1 Cu 4,00 Al 8 150 0,4 Al + 0,2 Cu 0,50 Cu
Die Dosisleistung in den ersten vier Stufen wird mit der normalen Weichstrahlkammer, die der restlichen vier Stufen mit einer Kompaktkammer ohne Probleme gemessen.
Die Dosisleistungen bei den Strahlungsqualitäten der Stufen 5 bis 8 können nach SCHNEIDER (1996) auch mit einer Weichstrahlkammer (Flachkammer) gemessen werden, wenn zwei Bedingungen erfüllt sind:
1. Sekundärelektronen, die außerhalb der Kammer und des zugehörigen Phantoms (z. B. auch am Blendensystem) erzeugt werden, dürfen nicht ins Meßvolumen gelangen.
2. Die Energieabhängigkeit des Ansprechvermögens der Kammer darf im ge- samten Nenngebrauchsbereich vorgegebene Grenzen nicht überschreiten, was durch eine Kalibrierung verifiziert werden muß.
Für die Weichstrahlkammer vom Typ PTW M 23342 wird die erste Bedingung durch eine zusätzliche Verstärkung des Eintrittsfensters mit einer 150 bis 200 µm dicken Folie aus Polyethylenterephthalat (Handelsname: z. B. Hostaphan, Mylar) erfüllt. Die zweite Bedingung erfordert außer einer ergänzenden Kalibrierung keine zusätzlichen Maßnahmen.
Das Therapiegerät TH-200 (Hersteller und Vertrieb: Hille X-Ray, Wallenhorst) bietet in der Standardausführung 9 voreingestellte Strahlungsqualitäten, aufgeteilt in 5 Weichstrahlungs- qualitäten zwischen 20 kV und 75 kV und 4 Hartstrahlungsqualitäten zwischen 100 kV und 200 kV.
Stufe Spannung kV
Filter mm
Halbwertdicke mm
1 20 0,1 Al 0,12 Al
2 30 0,3 Al 0,26 Al
3 40 0,6 Al 0,58 Al
4 50 1,0 Al 1,01 Al
5 75 2,0 Al 2,37 Al
6 100 2,0 Al + 0,1 Cu 5,60 Al
7 125 0,2 Cu 7,60 Al
8 150 0,1 Al + 0,5 Cu 0,65 Cu 9 200 0,3 Al + 2,0 Cu 2,20 Cu
Die grauen Balken in den beiden vorangegangenen Listen markieren den Bereich der Strah- lungsqualitäten, bei denen die Dosisleistung sowohl mit der Kompaktkammer als auch mit der Weichstrahlkammer gemessen werden kann, wenn für letztere eine Kalibrierung bis 150 kV vorliegt und bei der Messung eine ausreichend dicke Schutzfolie verwendet wird.
Ein weiteres Therapiegerät mit der Bezeichnung Therapax DXT 300 (Hersteller: Pantak Inc., East Haven, Connecticut USA; Vertrieb in Deutschland: Röntgen-Schnitzer, Frankfurt am Main) ermöglicht Strahlungsqualitäten mit Halbwertdicken von 0,1 mm Al bis 3,0 mm Cu.
Auch bei diesem System stehen 8 Voreinstellungen zur Verfügung. Diese Einstellungen sind bei der Installation des Systems frei wählbar. AUKETT et al. (1996) berichten über Unter- suchungen an einem solchen System, das mit Strahlungsqualitäten von 1,85 mm Al bis 3,51 mm Cu Halbwertdicke konfiguriert ist. Relevante physikalische und dosimetrische Kenngrößen des Therapax DXT 300 werden auch bei GERIG et al. (1994) und ALLEN et al.
(1997) diskutiert.
4 Ionisationskammer-Bauarten
In der Röntgentherapie werden für Dosisbestimmungen fast ausschließlich Ionisationskammern verwendet. Nichtionometrische Dosismessungen mit einer der Ionisationsdosimetrie vergleich- baren Genauigkeit erfordern einen erheblich größeren Aufwand.
Die Bauart einer Ionisationskammer ist hauptsächlich durch die Form und Größe des Ioni- sationsvolumens und der Sammelelektrode gekennzeichnet. Daneben spielen das Material und die Dicke der Kammerwand und der Sammelelektrode eine wichtige Rolle. Die Wahl einer bestimmten Bauart richtet sich nach der Meßaufgabe, nach der Strahlungsqualität und nach den geometrischen Bestrahlungsbedingungen. Man unterscheidet zwei Typen von Ionisations- kammern nach ihrer grundsätzlichen Bauart: Kompaktkammern und Flachkammern.
4.1 Kompaktkammern
Kompaktkammern (in der Regel kugelförmige Kammern, zylindrische Kammern oder sog.
Fingerhutkammern) sind Kammern mit einem Meßvolumen bis zu etwa 1 cm3, bei denen die Länge nicht mehr als etwa das Vierfache des Durchmessers beträgt. Der Bezugspunkt liegt in diesem Energiebereich grundsätzlich auf der Kammerachse.
Im Bereich der Röntgentherapie mit Röhrenspannungen zwischen 100 kV und 400 kV werden derzeit ausschließlich Kompaktkammern verwendet. Die Meßaufgabe besteht darin, die Wasser-Energiedosis in der Bezugstiefe in einem Wasserphantom oder in einem Phantom aus wasseräquivalentem Material zu bestimmen und Dosisverteilungen im Innern eines solchen Phantoms zu ermitteln.
Tabelle 4.1: Konstruktionsmerkmale von häufig verwendeten Kompaktkammern Bauartbezeichnung Volumen
in cm3
Innere Länge in mm
Innerer Radius in mm
Wandmaterial Wanddicke in mm PTW 23331 1,0 22 4,0 PMMA 1) 0,55 PTW 30001 0,6 22 3,05 PMMA 0,45 PTW 23332 0,3 18 2,5 PMMA 0,50 PTW 233641
und PTW 31003 0,3 16 2,75 PMMA 0,75 Capintec PR06 0,65 22 3,2 C-552 2) 0,28 NE 2571 0,6 24 3,15 Graphit 0,36 NE 2561 0,325 9 3,7 Graphit 0,50
1) PMMA (Polymethylmethacrylat)
2) Basis (C2H2F2)n , Dichte 1,76 g/cm³, luftäquivalent
4.2 Flachkammern
Flachkammern sind (in der Regel zylinderförmige) Kammern mit einem Meßvolumen bis zu 1 cm3, deren Elektroden parallel zueinander angeordnet sind und deren Tiefe wesentlich kleiner ist als der Durchmesser. Häufig ist eine Flachkammer mit einem sehr dünnen Eintrittsfenster versehen, dessen flächenbezogene Masse nicht mehr als etwa 3 mg/cm2 beträgt. Flachkammern mit einem solch dünnen Eintrittsfenster werden vor allem bei weicher Röntgenstrahlung (Röhrenspannung bis 100 kV) verwendet. Mit diesen Kammern wird in der Regel die Wasser- Energiedosis an der Oberfläche eines Phantoms bestimmt.
5 Messungen mit Ionisationskammern
Meßgröße in der Strahlentherapie ist die Wasser-Energiedosis Dw. Seit dem 01.01.1986 mußten Therapiedosimeter, die bei der Behandlung von Patienten verwendet werden, zur
Anzeige der Wasser-Energiedosis Dw in der Einheit Gray (Gy) geeicht sein. Seit dem 14.06.1993 ist jedoch die Europäische Richtlinie über Medizinprodukte (1993) in Kraft, durch die Therapiedosimeter als "Medizinprodukte mit Meßfunktion" eingestuft werden. Das gesetzliche Meßwesen für Medizinprodukte (also auch für Therapiedosimeter) wird in Deutschland seit dem 01.01.1994 durch das Medizinproduktegesetz (MPG 1994) und die allerdings erst am 06.07.1998 in Kraft getretene Medizinprodukte-Betreiberverordnung (MPBetreibV 1998) geregelt, wodurch die Bestimmungen der Eichordnung (1988) ersetzt wurden. Eine Übergangsregelung für das Inverkehrbringen von Medizinprodukten galt bis Juli 1998, so daß bis zu diesem Zeitpunkt Therapiedosimeter sowohl nach der Eichordnung als auch nach dem Medizinproduktegesetz behandelt werden konnten. Für die nach dem 14. 07.
1998 in Verkehr gebrachten Geräte sind aber nun ausschließlich das MPG und die MPBetreibV maßgebend. Seit diesem Zeitpunkt wird die Nacheichung für die in der Röntgentherapie verwendeten Therapiedosimeter durch eine "meßtechnische Kontrolle" ersetzt, die im wesent- lichen der früheren eichtechnischen Prüfung entspricht. Neu ist, daß die Ersteichung entfällt, und daß der Hersteller für die sachgerechte Kalibrierung der Dosimeter beim Inverkehrbringen allein verantwortlich ist. Der Hersteller gibt auch die Fehlergrenzen an, die bei der meßtech- nischen Kontrolle eingehalten werden müssem. Neu ist auch, daß zu jedem Therapiedosimeter ein sogenanntes Medizinproduktebuch geführt werden muß, in das u.a. das detaillierte Ergebnis der meßtechnischen Kontrolle (Angabe der ermittelten Meßwerte, der Meßverfahren und sonstiger Beurteilungsergebnisse) eingetragen werden muß. Für das Medizinproduktebuch sind alle geeigneten Datenträger zulässig. Hinsichtlich der Fristen für die meßtechnischen Kontrollen gelten dieselben Bestimmungen und Ausnahmeregelungen wie früher nach der Eichordnung für die Nacheichung.
Im europäischen Ausland sind Therapiedosimeter überwiegend zur Anzeige der Luftkerma kalibriert, mit denen dann die Wasser-Energiedosis im Wasserphantom nach bestimmten Regeln, die in nationalen oder internationalen Protokollen ("Code of practice") niedergelegt sind, bestimmt werden muß. Um dieser Situation Rechnung zu tragen, wird im Abschnitt 5.2 auch auf die Benutzung einer Ionisationskammer eingegangen, die zur Anzeige der Luftkerma Ka kalibriert ist.
5.1 Benutzung einer Ionisationskammer, die zur Anzeige der Wasser-Energiedosis Dw
kalibriert ist
5.1.1 Allgemeine Bemerkungen
Da die meisten Ionisationskammern, die als Therapiedosimeter verwendet werden, nicht wasserdicht sind, müssen sie im Wasser zusammen mit einer Schutzhülle (z.B. Latex) oder mit einer dünnwandigen Schutzhülse (in der Regel aus PMMA) verwendet werden. Therapie- dosimeter sind grundsätzlich so kalibriert, daß sie die Wasser-Energiedosis im Wasserphantom unter den Bezugsbedingungen "richtig" anzeigen. Daraus folgt, daß die Ionisationskammer und die zugehörige Schutzhülle oder -hülse eine Einheit bilden, und daß der angegebene Kalibrier- faktor nur für diese Kombination gilt. Die Bezugsstrahlungsqualität für Therapiedosimeter ist die Gammastrahlung einer Co-60 Strahlungsquelle. Der Einfluß anderer, von dieser Bezugs- qualität abweichenden Strahlungsqualitäten auf das Meßergebnis wird durch Korrektions- faktoren berücksichtigt, d.h. die Strahlungsqualität wird in gleicher Weise wie alle anderen Einflußgrößen behandelt.
Vorsicht ist geboten, wenn Gebrauchsdosimeter im PMMA-Phantom durch Vergleich mit einem "meßtechnisch kontrollierten" Bezugsdosimeter kalibriert werden. Bei diesem Verfahren wird ein Kalibrierfaktor in einem von Wasser abweichenden Medium vom Bezugsdosimeter auf das Gebrauchsdosimeter übertragen. Da der Kalibrierfaktor des Bezugsdosimeters nur für die Messung im Wasserphantom gilt, ist auch der auf das Gebrauchsdosimeter übertragene Kalibrierfaktor nur für eine Messung im Wasserphantom gültig. Dieses Kalibrierverfahren im PMMA-Phantom ist zulässig, wenn die Bauart des Gebrauchsdosimeters mit der des Bezugs- dosimeters übereinstimmt. Auch hier muß darauf geachtet werden, daß sich die Überein- stimmung auf die Ionisationskammer unter Einschluß der Schutzhülse beziehen muß. Bei nicht bauartgleichen Ionisationskammern kann eine Kalibrierung im PMMA-Phantom nur vorge- nommen werden, wenn die notwendigen Korrektionsfaktoren bekannt sind. Bei Röntgen- strahlung können diese Korrektionen, je nach Strahlungsqualität, durchaus 1 % bis 2 % be- tragen.
5.1.2 Kalibrierung einer Ionisationskammer als Bezugsnormal
Jedes Bezugsdosimeter (Bezugsnormal) muß auf das Normal der Physikalisch-Technischen Bundesanstalt rückführbar sein. Die Regelung nach der MPBetreibV sieht vor, daß der Hersteller für die "richtige" Kalibrierung des Dosimeters und für die Verläßlichkeit der von ihm angegebenen Unsicherheit des Kalibrierfaktors verantwortlich ist. Er ist also verpflichtet, seine Dosimeter mit Hilfe seines an das Normal der PTB angeschlossenen Bezugsnormals zu kalibrieren und die Kalibrierfaktoren mit ihrer Unsicherheit in den Begleitpapieren zum Dosimeter anzugeben. Die "Richtigkeit" der Kalibrierfaktoren wird erst bei der ersten meßtechnischen Kontrolle nach Ablauf der in der MPBetreibV vorgegebenen Frist überprüft (für Therapiedosimeter nach 2 Jahren bzw. nach 6 Jahren bei mindestens halbjährlichen Kontrollmessungen mit entsprechender Dokumentation).
Tabelle 5.1: Strahlungsqualitäten zur Kalibrierung von Therapiedosimetern Kurzzeichen Röhrenspannung Eigenfilter Zusatzfilter Al-Halbwert-
dicke in mm Cu-Halbwert- dicke in mm
T 100 100 kV 4,0 mm Al 0,5 mm Al 4,6 0,18
T 120 120 kV 4,0 mm Al 2,0 mm Al 6,1 0,28
T 140 140 kV 4,0 mm Al 5,0 mm Al 8,1 0,45
T 150 150 kV 4,0 mm Al 0,5 mm Cu 11,2 0,82
T 200 200 kV 4,0 mm Al 1,0 mm Cu 14,7 1,6
T 250 250 kV 4,0 mm Al 1,6 mm Cu 16,6 2,5
T 280 280 kV 4,0 mm Al 3,0 mm Cu 18,6 3,4
Für die Weitergabe der Einheit der Wasser-Energiedosis in der Röntgentherapie (Anschluß der Bezugsnormale von Meßstellen, die meßtechnische Kontrollen durchführen, und von Her- stellern) hat die PTB einen Satz von Strahlungsqualitäten (siehe Tab. 5.1) und diverse Bezugs bedingungen (siehe Tab. 5.2) festgelegt. In der Meßpraxis müssen Abweichungen von den Bezugsbedingungen durch Korrektionsfaktoren berücksichtigt werden.
Tabelle 5.2: Bezugsbedingungen bei der Kalibrierung
Meßgröße Bezugsbedingung Fokus-Oberflächen-Abstand 100 cm
Strahlungsfelddurchmesser 10 cm Meßtiefe im Phantom 5,0 cm Luftdruck 1013,25 hPa
Temperatur 20 °C
5.1.3 Kalibrierung einer Ionisationskammer als Gebrauchsdosimeter
Nach der MPBetreibV dürfen (wie früher nach der Eichordnung) Gebrauchsdosimeter durch sachkundiges Personal kalibriert werden, wenn ein der vorgeschriebenen regelmäßigen meß- technischen Kontrolle unterworfenes Bezugsdosimeter vorhanden ist. Dies bedeutet, daß z.B.
in Kliniken wie bisher die Gebrauchsdosimeter eigenverantwortlich kalibriert werden können.
Im Prinzip muß die Kalibrierung einer Ionisationskammer im Wasserphantom oder in einem wasseräquivalenten Festkörperphantom vorgenommen werden, da der Kalibrierfaktor auch nur für die Messung im Wasserphantom gültig ist. Die Handhabung von Ionisationskammern im Wasserphantom ist jedoch, insbesondere bei der Einstellung des kritischen Parameters Meßtiefe, sehr zeitaufwendig und fehlerträchtig, so daß man gerne auf ein Festkörperphantom ausweichen möchte, bei dem die Meßtiefe durch vorhandene Bohrungen vorgegeben ist. Da häufig ein Festkörperphantom (wie z.B. ein Phantom aus dem Material RW-1) fehlt, kann zur Übertragung des Kalibrierfaktors auf eine bauartgleiche Kammer ersatzweise ein PMMA- Phantom benutzt werden.
Im folgenden werden beide Möglichkeiten der Kalibrierung (im Wasserphantom und im PMMA-Phantom) beschrieben.
5.1.3.1 Kalibrierung im Wasserphantom
Bei der Kalibrierung im Wasserphantom müssen Gebrauchsdosimeter und das Bezugsnormal jeweils in derselben Tiefe z im Wasserphantom positioniert werden. Wegen des relativ steilen Abfalls der Tiefendosiskurven im vorliegenden Energiebereich muß die Positionierung sehr sorgfältig und vor allem für beide Ionisationskammern übereinstimmend vorgenommen werden. Zu jeder nicht wasserdichten Ionisationskammer gehört dabei eine wasserdichte Schutzhülle (z.B. Latex) oder eine Schutzhülse (in der Regel aus PMMA), die grundsätzlich zur Ionisationskammer gehört und mit dieser eine Einheit bildet, und die bei jeder Messung im Wasserphantom auch verwendet werden muß. Der Kalibrierfaktor des Bezugsnormals, der dem Kalibrierschein zu entnehmen ist, gilt ebenfalls nur für die Ionisationskammer einschließlich der im Kalibrierschein vermerkten zugehörigen Schutzhülse oder Schutzhülle.
Für den zu bestimmenden Kalibrierfaktor des Gebrauchsdosimeters gilt dann:
{(kQ)GD · (ND)GD} = {(kQ)0 · (ND)0} · (M(z)w)0 /(M(z)w)GD (5.1) wobei
(ND)0 , (ND)GD die Kalibrierfaktoren von Bezugsdosimeter und Gebrauchsdosimeter bei der Bezugsqualität (Co-60-Gammastrahlung),
(kQ)0 , (kQ)GD die bei Abweichung der Strahlungsqualität von der Bezugsqualität anzuwendenden Korrektionsfaktoren für die beiden Dosimeter
und (M(z)w)0 , (M(z)w)GD die Anzeigen der beiden Dosimeter in der Tiefe z im Wasserphantom
sind.
Die Messungen mit dem Bezugsdosimeter und mit dem Gebrauchsdosimeter müssen hinter- einander ausgeführt werden, wobei in bekannter Weise die Anzeige einer Monitorkammer als Bezug verwendet wird, um die nicht zu vermeidenden Intensitätsschwankungen der Röntgen- anlage eliminieren zu können.
Steht keine Monitorkammer zur Verfügung so kann ersatzweise folgendes Verfahren ange- wendet werden: Gebrauchsdosimeter und Bezugsdosimeter sind parallel zueinander in einer Ebene senkrecht zum Zentralstrahl im Wasserphantom anzuordnen, und zwar so, daß sie in dieselbe Richtung weisen und sich ihre Bezugspunkte im gleichen Abstand vom Zentralstrahl auf einer Verbindungslinie senkrecht zum Zentralstrahl befinden und der Abstand der einander zugewandten Kammerwände nicht kleiner als 10 mm ist. Eine Anordnung der Dosimeterachsen auf einer Linie, wobei die Kammerstiele in die entgegengesetzte Richtung weisen ("tip-to- tip"Methode) ist ebenfalls möglich. Auf jeden Fall müssen für eine komplette Messung die Positionen von Gebrauchsdosimeter und Bezugsdosimeter vertauscht und die Meßwerte gemittelt werden.
5.1.3.2 Kalibrierung im PMMA-Phantom
Bei der Kalibrierung im (nicht wasseräquivalenten) PMMA-Phantom in der Tiefe z spielt das Phantom ausschließlich die Rolle eines Übertragungsmediums. Die Meßgröße Wasser-Energie- dosis ist im PMMA-Phantom nicht definiert. Durch eine Vergleichsmessung zwischen dem Gebrauchsdosimeter und dem Bezugsdosimeter wird also ein Kalibrierfaktor vom Bezugs- normal auf das Gebrauchsdosimeter übertragen. Mittels des so übertragenen Kalibrierfaktors wird aber nur bei einer Messung mit dem Gebrauchsdosimeter im Wasserphantom unter denselben Bezugsbedingungen, für die der Kalibrierfaktor des Bezugsnormals gilt, die Meß- größe Wasser-Energiedosis "richtig" ermittelt. Für eine einwandfreie Übertragung im PMMA- Phantom sind jedoch einschränkende Bedingungen zu beachten:
Die Kalibrierung im PMMA-Phantom kann nur vorgenommen werden, wenn
a) es sich beim Gebrauchsdosimeter und beim Bezugsnormal um bauartgleiche Ionisationskammern handelt
b) bei unterschiedlichen Bauarten ein Korrektionsfaktor bekannt ist oder wenn von der PTB festgestellt wurde, daß der Korrektionsfaktor näherungsweise gleich eins gesetzt werden kann.
Für den Kalibrierfaktor des Gebrauchsdosimeters gilt hier:
{(kQ)GD · (ND)GD} = kPMMA→w · {(kQ)0 · (ND)0} · (M(z)PMMA)0 /(M(z)PMMA)GD (5.2) wobei
(ND)0 , (ND)GD die Kalibrierfaktoren von Bezugsdosimeter und Gebrauchsdosimeters bei der Bezugsqualität, (kQ)0 , (kQ)GD die bei Abweichung der Strahlungsqualität von der
Bezugsqualität anzuwendenden Korrektionsfaktoren für die beiden Dosimeter,
(M(z)PMMA)0 , (M(z)PMMA)GD die Anzeigen der beiden Dosimeter in der Tiefe z im PMMA-Phantom
sind
und kPMMA→w ein Korrektionsfaktor ist, der die Verwendung von PMMA als Phantommaterial anstatt von Wasser berücksichtigt.
Für bauartgleiche Kammern gilt in guter Näherung: kPMMA→w = 1 .
Es wird jedoch an dieser Stelle besonders darauf hingewiesen, daß ein PMMA-Phantom zur Bestimmung der Wasser-Energiedosis in diesem Energiebereich nicht verwendet werden darf.
5.1.4 Ermittlung der Wasser-Energiedosis Dw
Die zur Anzeige der Wasser-Energiedosis kalibrierte Ionisationskammer wird mit der zugehörigen (d.h. bei der Kalibrierung verwendeten) PMMA-Hülse oder der entsprechenden Schutzhülle im Wasserphantom positioniert.
Es gilt dann:
Dw = k · ND · M (5.3)
wobei ND der Kalibrierfaktor für die Wasser-Energiedosis bei der Bezugsqualität (Co-60-Gammastrahlung) und den Bezugsbedingungen nach Tabelle 5.2,
M die Anzeige des Dosimeters
und k ein Produkt von Korrektionsfaktoren für verschiedene Einflußgrößen ist.
Korrektionsfaktoren sind:
kρ Korrektionsfaktor für die Luftdichte,
kQ Korrektionsfaktor für eine von der Bezugsqualität abweichende Strahlungsqualität,
kF Korrektionsfaktor bei Abweichung der Feldgröße von der Bezugsfeldgröße, kz Korrektionsfaktor bei Abweichung der Meßtiefe z von der Bezugstiefe, ks Korrektionsfaktor für die unvollständige Sättigung.
5.2 Benutzung einer Ionisationskammer, die zur Anzeige der Luftkerma Ka kalibriert ist
5.2.1 Allgemeine Bemerkungen
Während in Deutschland grundsätzlich Dosimeter, die in der Strahlentherapie verwendet werden, zur Anzeige der Wasser-Energiedosis kalibriert sein müssen, ist dies in anderen europäischen und außereuropäischen Ländern in der Regel nicht der Fall. Hier sind die Kammern meist zur Anzeige der Luftkerma oder gar noch (in außereuropäischen Ländern) zur Anzeige der "exposure" kalibriert.
Bei Verwendung einer zur Anzeige der Luftkerma kalibrierten Ionisationskammer muß außer dem Konversionsfaktor für die Änderung der Meßgröße ein zusätzlicher Korrektionsfaktor ka→w angebracht werden, der die Tatsache berücksichtigt, daß die Kalibrierung in einem von Wasser verschiedenen Medium, nämlich in Luft, stattfand. Die experimentelle Bestimmung dieses Korrektionsfaktors ist kompliziert, so daß es derzeit noch keine gesicherten Werte, sondern nur empfohlene Werte gibt, die mit erheblichen Unsicherheiten behaftet sind. Im übrigen ist auch hier die Co-60-Gammastrahlung die Bezugsqualität, für die der Kalibrierfaktor NK gilt.
Bei Verwendung eines älteren, zur Anzeige der Standard-Ionendosis (oder der "exposure") kalibrierten Dosimeters müssen die Meßergebnisse vor der Weiterverarbeitung zuerst durch Multiplikation mit dem Konversionsfaktor 8,77 mGy/R in die Luftkerma umgerechnet werden.
5.2.2 Ermittlung der Wasser-Energiedosis Dw mit Hilfe von NK
Für die Wasser-Energiedosis gilt folgende Beziehung:
Dw = ka→w · k · tw/a · NK · M (5.4) wobei NK der Kalibrierfaktor für die Luftkerma bei der Bezugsqualität
(Co-60-Gammastrahlung), M die Anzeige des Dosimeters,
tw/a das Verhältnis der über die spektrale Energiefluenzverteilung gemittelten Massen-Energieabsorptionskoeffizienten
für Wasser und Luft (siehe Tab. 5.3),
k ein Produkt aus Korrektionsfaktoren (siehe Abschnitt 5.1.4) und ka→w ein bauartabhängiger Korrektionsfaktor für den Übergang von
den Bezugsbedingungen in Luft zu denen im Wasserphantom ist.
Tabelle 5.3: Werte für den Konversionsfaktor tw/a in der Bezugstiefe z = 5 cm (relative Standardabweichung ungefähr 0,3 %)
Strahlungsqualität-
Kurzzeichen tw/a
T 100 1,028
T 120 1,036
T 140 1,044
T 150 1,057
T 200 1,073
T 250 1,085
T 280 1,094
Der Korrektionsfaktor ka→w berücksichtigt die Störwirkung der Ionisationskammer auf das Photonenfeld im Wasserphantom sowie den Unterschied der spektralen Fluenz- und Richtungs- verteilung der Photonen in den beiden Medien Wasser und Luft. Der Korrektionsfaktor ist abhängig von der Bauart, von der Strahlungsqualität der einfallenden Strahlung, von der Feldgröße an der Phantomoberfläche und von der Meßtiefe im Wasserphantom. (Einzelheiten zur Ermittlung dieses Korrektionsfaktors siehe Abschnitt 5.2.3).
5.2.3 Korrektionsfaktor ka→w
Dieser Korrektionsfaktor berücksichtigt unterschiedliche Einflüsse, die teilweise in entgegen- gesetzter Richtung wirken:
a) Das Strahlungsfeld bei der Kalibrierung frei in Luft entspricht hinsichtlich seiner differentiellen spektralen Fluenz- und Winkelverteilung nicht dem Strahlungsfeld bei der Messung im Phantom in der Tiefe z. Bei der Kalibrierung treffen die Photonen der einfallenden Strahlung aus einer Richtung (senkrecht zur Kammerachse) auf das empfindliche Kammer- volumen, so daß das experimentell bestimmte Ansprechvermögen der Kammer auch nur für diese spezielle Bedingung gelten kann. Bei der Messung im Phantom hat man es dagegen infolge der Streuung im Phantommaterial mit einem Strahlungsfeld zu tun, bei dem gestreute Photonen aus allen Richtungen das Meßvolumen treffen, z.B. auch aus Richtungen entlang der Kammerachse, für die das Ansprechvermögen der Kammer deutlich anders sein kann als für Photonen aus Richtungen senkrecht zu Kammerachse.
b) Bei der Kalibrierung frei in Luft wirkt der Kammerstiel, soweit er sich im Strahlungsfeld befindet, als ein zusätzlicher Streukörper, der das Ansprechvermögen der Kammer um einen bestimmten Prozentsatz erhöht. Dieser Effekt wird sozusagen einkalibriert. Bei der Messung im Phantom wirkt dagegen derselbe Kammerstiel als eine Störung im streuenden Medium, der vor allem bei metallischer Ausführung einen Teil der zum Streuanteil beitragenden Photonen weit stärker absorbiert als das Phantommaterial. In diesem Falle wirkt also der Stieleffekt in entgegengesetzter Richtung als frei in Luft. Insgesamt führt dies zu einem Korrektionsfaktor, der > 1 ist.
c) Bei der Messung im Phantom stört die Kammer das Strahlungsfeld am Meßort, weil durch das Volumen der Kammer Phantommaterial verdrängt wird.
Der direkteste Weg, den Korrektionsfaktor ka→w zu bestimmen ist der, eine Ionisations- kammmer sowohl zur Anzeige der Wasser-Energiedosis als auch zur Anzeige der Luftkerma zu kalibrieren, und unter den selben Meßbedingungen (mit einer Messung) die Wasser- Energiedosis nach beiden Methoden zu bestimmen.
Es gilt dann nach Gleichung (5.3) und (5.4):
kD · ND · M = ka→w · tw/a · kK · NK · M Daraus folgt: ka→w = ( tw/a )-1 · (kD ·ND) / (kK·NK)
Da für beide Messungen die selben Bezugsbedingungen vorliegen, unterscheiden sich die Produkte der Korrektionsfaktoren kD und kK nur durch die strahlungsqualitätsabhängige Korrektion kQ der Kalibrierung zu Dw und kQ, a für die Kalibrierung zu Ka .
Mit kD = k' · kQ Produkt der Korrektionsfaktoren für die Dw-Messung und kK = k' · kQ, a Produkt der Korrektionsfaktoren für die Ka-Messung folgt: ka→w = ( tw/a )-1 · (kQ ·ND) / (kQ, a·NK) (5.5)
Nach dieser Methode bestimmte Korrektionsfaktoren, beruhend auf Daten der PTB, wurden ursprünglich im IAEA Code of Practice (IAEA 1987) angegeben. Leider wurden die bei niedrigen Energien recht hohen Unsicherheiten von einigen Prozenten in diesem Code nicht korrekt wiedergegeben. Diese Unsicherheiten rühren hauptsächlich daher, daß die Bestimmung der Wasser-Energiedosis im Wasserphantom bisher ein Problem ist, das noch nicht völlig zufriedenstellend gelöst ist. In der PTB wird die Wasser-Energiedosis aus der mit einer Extrapolationskammer bestimmten Graphit-Energiedosis abgeleitet. Diese Ableitung wird mit abnehmender Photonenenergie, wo der Photoeffekt immer mehr die dominierende Rolle übernimmt, in wachsendem Maße unsicherer.
Es wurde auch versucht, den Korrektionsfaktor ka→w dadurch zu bestimmen, daß man die Einflüsse a), b) und c) getrennt untersucht hat, und zwar überwiegend mit Hilfe von Monte- Carlo-Rechnungen. Hierbei ergaben sich im unteren Energiebereich niedrigerere Werte als beim Vergleich der Kalibrierfaktoren.
Weiter wurde ein Experiment durchgeführt, den Korrektionsfaktor durch die Bestimmung der Wasser-Energiedosis auf kalorimetrischem Wege abzuleiten. Auch hier ergaben sich kleinere Werte bei niedrigen Photonenenergien.
Insgesamt sind alle diese Methoden mit relativ großen (hauptsächlich systematischen) Unsicherheiten behaftet, so daß keine endgültige Aussage über die Größe des Korrektions- faktors bei niedrigen Energien (Strahlungsqualität ≤ T 140) möglich ist. Dagegen ist für höhere Energien (Strahlungsqualität ≥ T 150) die Übereinstimmung der verschiedenen Methoden durchweg gut.
Unter Wertung aller dieser Fakten muß man das Fazit ziehen, daß vermutlich die Wasser- Energiedosis-Bestimmung durch Konversion aus der Graphit-Energiedosis bei niedrigen Energien etwas zu hohe Werte liefert. Daher empfiehlt die IAEA in ihrem überarbeiteten Code of Practice (HOHLFELD 1996) als Ergebnis einer Mittelung über alle vorliegenden Unter- suchungen nun kleinere Werte für ka→w mit entsprechend vorsichtigen Unsicherheitsangaben (siehe Tab. 5.4), ohne daß das Problem als gelöst betrachtet werden kann.
Tabelle 5.4: Empfohlenen Werte für den Korrektionsfaktor ka→w
(relative Standardabweichung ungefähr 3 %) Strahlungsqualität-
Kurzzeichen ka→w
T 100 1,03
T 120 1,03
T 140 1,03
T 150 1,02
T 200 1,02
T 250 1,01
T 280 1,01
6 Bestimmung der Strahlungsqualität
6.1 Kennzeichnung der Strahlungsqualität durch die Halbwertdicke
Die Strahlungsqualität wird durch die relative spektrale Photonenflußdichte vollständig beschrieben. Da diese Größe nur mit erheblichem Aufwand ermittelt werden kann, wird die Strahlungsqualität in einer für die Praxis ausreichenden Weise durch folgende Angaben gekennzeichnet:
a) Röhrenspannung b) Gesamtfilterung c) 1. Halbwertdicke
Zusätzlich können Spannungsform und Anodenmaterial, falls dieses von Wolfram abweicht, angegeben werden. Die Angaben nach a) und b) können durch Nennung des Gerätetyps und der Betriebsstufe ersetzt werden.
Die Halbwertdicke ist diejenige Schichtdicke eines Bezugsmaterials (Aluminium oder Kupfer), die die Luftkermaleistung im eng eingeblendeten Strahlenbündel auf die Hälfte reduziert. Die 1. Halbwertdicke s1 ist die Halbwertdicke hinter dem Gesamtfilter. Die 2. Halbwertdicke s2 ist die Halbwertdicke des gleichen Stoffes hinter dem Gesamtfilter und der ersten Halbwertdicke s1 (siehe DIN 6814-2). Zur Kennzeichnung der Homogenität der Röntgenstrahlung dient der Homogenitätsgrad H. Er ist der Quotient aus erster und zweiter Halbwertdicke: H = s1 / s2 . In der Praxis wird Röntgenstrahlung als homogen bezeichnet wenn H > 0,9 (für mono- energetische Röntgenstrahlung wäre H = 1).
Zur Messung der Halbwertdicke mit einer für die Praxis ausreichenden Genauigkeit wird der Nutzstrahlenkegel durch Blenden oder Tubusse soweit eingegrenzt, daß die etwa einen Meter vom Fokus entfernte Ionisationskammer gerade ausgeleuchtet wird. Der Absorber wird etwa in der Mitte zwischen Brennfleck und Meßort angeordnet. Als Absorbermaterial dient bis zu einer Röhrenspannung von etwa 120 kV Aluminium, darüber Kupfer. Die Absorbermaterialien müssen von hoher Reinheit sein. Soll der Einfluß von Fremdstoffen aus Elementen mit merklich abweichenden Ordnungszahlen auf den Meßwert 1 % nicht überschreiten, so dürfen ihre Massenanteile bei Aluminium nicht mehr als 0,2 % und bei Kupfer nicht mehr als 0,5 % betragen. Wegen der Aufhärtung der Strahlung im Absorber muß eine Kammer benutzt werden deren Ansprechvermögen bezogen auf die Luftkerma eine geringe Energieabhängigkeit (< 2 %) aufweist. Bei den hier geltenden Anforderungen genügt es, zur Messung der Halb- wertdicke statt dem Verhältnis der Luftkermawerte das der Meßwert-Anzeigen zu benutzen, sofern zugelassene Ionisationskammern verwendet werden.
Will man für die polychromatische Röntgenstrahlung im Röhrenspannungsbereich 100 bis 400 kV geeignete Näherungswerte von Wechselwirkungskoeffizienten aus Tabellen ent- nehmen, die für monoenergetische Photonen gelten, so empfiehlt sich die Kennzeichnung der Strahlungsqualität durch die "effektive Photonenenergie". Diese ist definiert als die Energie einer monoenergetischen Photonenstrahlung, welche die gleiche erste Halbwertdicke in Kupfer besitzt wie die vorliegende polychromatische Strahlung (siehe REICH, 1990).
0,01 0,1 1 10 Halbwertdicke in mm (Al bzw.Cu) 1
10 100
Photonenenergie in keV
Kupfer
Aluminium 400
40
Abbildung 6.1: Abhängigkeit der effektiven Energie von der ersten Halbwertdicke nach BERGER and HUBBELL (1987)
Aus der gemessenen ersten Halbwertdicke s1 für Kupfer wird gemäß µ/ρ = ln 2 / (ρ⋅s1) ein mittlerer Massen-Schwächungskoeffizient für Kupfer errechnet und aus tabellierten Massen- schwächungskoeffizienten für monoenergetische Photonen die zugehörige Energie interpoliert.
In Abbildung 6.1 ist die effektive Photonenenergie als Funktion der ersten Halbwertdicke in Kupfer und Aluminium dargestellt.
6.2 Kennzeichnung der Strahlungsqualität durch den Strahlungsqualitätsindex QR
In Analogie zur Therapie mit hochenergetischen Photonen (DIN 6800-2) kann auch für Rönt- genstrahlung in dem hier behandelten Energiebereich ein Qualitätsindex definiert werden. Der Qualitätsindex QR ist das Verhältnis der Anzeigen M10 / M5 eines Ionisationsdosimeters in 10 cm und 5 cm Tiefe eines Wasser- oder wasseräquivalenten Phantoms bei konstantem Fokus-Meßort-Abstand von 50 cm und der Feldgröße 125 cm² am Meßort (WUCHERER et al., 1996):
QR = M10 / M5 bei FKA = 50 cm und Feldgröße = 125 cm²
Diese Methode zur Bestimmung der Strahlungsqualität bietet mehrere Vorteile bei der klinischen Dosimetrie an Therapieanlagen:
→ Es werden keine speziellen Filterbleche mit sehr hoher Reinheit benötigt, die bei der Beschaffung relativ teuer sind.
→ Die Meßwerte der jeweiligen Strahlungsqualität haben einen direkten Bezug zur Schwächung in Wasser.
→ Der Meßwert M5 in der Bezugstiefe kann als Referenzwert verwendet werden.
→ Bei der Verwendung eines Tubus mit Fokus-Haut-Abstand 40 cm kann der Fokus- Kammer-Abstand 50 cm mit einem Plattenphantom bei Meßorttiefe 10 cm leicht eingestellt werden (die häufig vorkommende Tubusgröße 8 cm x 10 cm ergibt eine Feldgröße von 125 cm² in 50 cm Abstand vom Fokus).
→ Der Qualitätsindex eignet sich zur Charakterisierung des Photonenfluenzspektrums in Wasser.
Die Meßanordnung zur Bestimmung des Qualitätsindex ist aus Abbildung 6.2 zu ersehen.
10 cm 5 cm
Rückstreukörper >10 cm
Meßkammer Tubus
40 cm 8 x 10 cm²
Doppelmeßplatten mit Kammerbohrung
Röntgen- röhre
Fokus-Meßkammer- Abstand 50 cm
Abbildung 6.2: Meßanordnung mit Plattenphantom zur Bestimmung des Qualitätsindex
In der Abbildung 6.3 ist der Zusammenhang zwischen der 1. Halbwertdicke in Kupfer und dem Qualitätsindex dargestellt. Die hier interessierenden Kalibrier-Strahlungsqualitäten T 100 bis T 280 sind im Energiebereich der Röntgentherapie nahezu äquidistant durch die entsprechen- den Qualitätsindizes dargestellt.
0,1 1
1. Halbwertdicke in mm Cu 0,4
0,5 0,6 0,7
Qualitätsindex Q
5
R
Abbildung 6.3: Abhängigkeit des Qualitätsindex QR von der 1. Halbwertdicke s1 in Cu.
Die Röntgentherapie-Strahlungsqualitäten T 100 bis T 280 sind markiert.
Auf Grund des hohen Streustrahlungsanteil durch den Compton-Effekt bei diesen Strahlungs- qualitäten ist der Qualitätsindex QR stark von der Feldgröße abhängig. In Abbildung 6.4 sind auf der Basis der Daten aus BJR Supplement 25 berechnete Meßwertverhältnisse M10/M5 für Feldgrößen von 400 cm² bis zur extrapolierten Feldgröße Null angegeben. Für die Bestim- mung der Korrektion kQ für zugelassene Ionisationskammern reicht es aus wenn die Feldgröße zwischen 100 und 150 cm² liegt. In Abbildung 6.5 ist für 7 Ionisationskammertypen ver- schiedener Hersteller der Korrekturfaktor kQ in Abhängigkeit von dem Strahlungsqualitäts- index QR dargestellt.
Die Messung des Qualitätsindex QR im Rahmen der Konstanzprüfung ist gut geeignet Änderungen der Strahlungsqualität zu erkennen und deren Auswirkung auf den Tiefendosis- verlauf abzuschätzen.
10 100 Feldgröße in cm² 0,3
0,4 0,5 0,6 0,7
125 cm²
Meßwert (10 cm) / Meßwert (5 cm)
QR s in
mm Cu 3 1,5 1 0,5 1
700
Abbildung 6.4: Abhängigkeit des Meßwertes M10/M5 von der Feldgröße für 4 Strahlungsqualitäten (QR von 0,5 bis 0,6)
0,35 0,4 0,45 0,5 0,55 0,6
Q 0,98
1,00 1,02 1,04 1,06 1,08
k
R
Q
Kammertyp
NE 2571 PTW M23332 PTW M233641
PTW 30001 PTW M23331
NE 2561 Capintec
Abbildung 6.5: Korrektionsfaktoren kQ verschiedener Kammerbauarten in Abhängigkeit vom Qualitätsindex QR. Bei allen Kammern ist bei Co-60-Strahlung kQ = 1.
7 Gewebeäquivalenz und Phantome
7.1 Gewebeäquivalenz
In der Radiologie spricht man dann von einer materialäquivalenten Substanz, wenn diese Substanz bezüglich eines ausgewählten radiologischen Verfahrens die gleichen Werte der relevanten physikalischen Kenngrößen hat wie ein bestimmtes zu ersetzendes Material. Handelt es sich bei dem nachzubildenden Material um Körpergewebe, spricht man auch von Gewebeäquivalenz. Die Auswahl der physikalischen Kenngrößen ist von dem betrachteten diagnostischen oder therapeutischen Verfahren abhängig. Die näherungsweise Nachbildung eines Körperteils oder des ganzen menschlichen Körpers aus solchen gewebeäquivalenten Substanzen wird als Phantom bezeichnet.
Die Anforderungen an die äußere Form und den inneren Aufbau des Phantoms werden durch die Aufgabenstellung festgelegt. Man unterscheidet zwischen regelmäßigen Phantomen, die einfache geometrische Formen haben, z.B. kubischen Wasser- oder Plexiglasphantomen, und körperform-ähnlichen Phantomen, deren äußere Formen den Konturen des menschlichen Körpers nachgebildet sind. Des weiteren werden homogene Phantome, die aus einheitlichem Material gleicher Dichte bestehen, und inhomogene Phantome, die zur Nachbildung der unterschiedlichen Gewebe im menschlichen Körper Material- und Dichteunterschiede haben, unterschieden (DIN 6814-8:1998).
7.2 Physikalische Bedingungen für die Gewebeäquivalenz
Wird ein gegebenes Material mit Photonen bestrahlt, so entsteht in seinem Inneren durch Schwächung und Streuung der Primärstrahlung sowie durch Auslösung von Sekundärteilchen ein Strahlungsfeld, das an jedem Ort durch die Energie- und Richtungsverteilung der Fluenz (Teilchenzahl pro Flächenelement) der vorkommenden Photonen und Elektronen gekenn- zeichnet ist. Bei Photonenstrahlung wird neben der Teilchenfluenz Φ auch der Begriff Energiefluenz Ψ (Strahlungsenergie pro Flächenelement) als Strahlungsfeldgröße verwendet.
Zusammen mit den entsprechenden Wechselwirkungskoeffizienten des Materials bestimmt das Strahlungsfeld die an einem Ort im Material m erzeugte Energiedosis Dm (absorbierte Energie pro Massenelement). Für Photonen gilt:
Dm = ∫ ΨE(E) (µen/ρ)m(E) dE (7.1) Dabei ist ΨE(E) die spektrale Energiefluenz für Photonen der Energie E und (µen/ρ)m(E) der Massen-Energieabsorptionskoeffizient des Materials m. Letzterer ist durch die Gleichung µen(E) = µ(E)·Een/E definiert; dabei ist µ der Schwächungskoeffizient, E die Photonenenergie und Een die im Durchschnitt bei jeder Wechselwirkung eines Photons absorbierte Energie.
Soll also einem Phantommaterial an jedem Ort die gleiche Energiedosis zugeführt werden wie dem nachzubildenden Gewebe an dem entsprechenden Ort, so muß zum einen an allen Punkten im Inneren des Phantommaterials das gleiche Strahlungsfeld wie in dem nachzubildenden Gewebe erzeugt werden, d.h. die spektralen Energiefluenzen ΨE(E) der beiden Materialien müssen aneinander entsprechenden Punkten identisch sein. Gleichzeitig muß das Phantom-
material die gleichen massenbezogenen Energieabsorptionskoeffizienten µen/ρ besitzen wie das nachzubildende Gewebe.
In der klinischen Praxis erfolgt die Dosismessung jedoch nicht unmittelbar durch Messung von Strahlenwirkungen auf das Phantommaterial, sondern durch ein Dosimeter, dessen Sonde in das Phantommaterial eingebracht worden ist. Das Dosimeter ist so kalibriert, daß es die am Meßort durch das gegebene Strahlungsfeld einem bestimmten Referenzmaterial, z.B. Wasser, zugeführte Energiedosis anzeigt. Daher muß ein Phantommaterial in der Praxis nur für ein Strahlungsfeld sorgen, das demjenigen im nachzubildenden Gewebe gleicht; Gleichheit in den Werten von µen/ρ muß nicht gefordert werden.
Mit Hilfe der Transporttheorie kann man zeigen, daß notwendige Bedingung für die Übereinstimmung des Strahlungsfeldes im Phantommaterial und im nachzubildenden Gewebe, d.h. für die radiologische Gewebeäquivalenz des Phantommaterials, die Übereinstimmung der beiden Materialien bezüglich des linearen Wechselwirkungskoeffizienten µ(E) im Absorber- material ist. Eine Übereinstimmung in den massenbezogenen Koeffizienten oder der Material- dichte ρ ist nicht erforderlich (HERMANN, 1994).
Gelegentlich wird die Übereinstimmung bezüglich der Massen-Schwächungskoeffizienten µ/ρ, der Massen-Energieabsorptionskoeffizienten µen/ρ und zusätzlich der Dichte ρ gefordert (z.B.
WHITE and CONSTANTINOU, 1982). Auch hierdurch ist die Forderung gleicher linearer Wechselwirkungskoeffizienten erfüllt; die Anzahl der gestellten Forderungen ist jedoch höher als unbedingt erforderlich. In der Praxis genügt es, von einem gewebeäquivalenten Phantommaterial im betrachteten Bereich der Photonenenergie lediglich die Übereinstimmung mit dem Gewebe in den linearen Wechselwirkungskoeffizienten, nicht jedoch in der Dichte zu fordern (z.B. ICRU 44, 1989).
Von diesen Anforderungen an die Gewebeäquivalenz von Phantommaterialien hat man die Anforderungen an die Materialäquivalenz von Detektorbaustoffen (gewebeäquivalente Detektormaterialien und detektoräquivalente Wandmaterialien) zu unterscheiden. Von gewebe- äquivalenten Detektormaterialien ist nämlich - im Unterschied zu den Phantommaterialien - zu verlangen, daß für Photonen die Werte der Massen-Energieabsorptionskoeffizienten µen/ρ und für Elektronen die Werte des Massen-Stoßbremsvermögens S/ρ an die Werte dieser Koeffizienten für ein bestimmtes Gewebe oder Wasser angepaßt sind. Für diese Materialien bestehen jedoch andererseits weder Forderungen an die Dichte (vergleiche luftgefüllte, flüssige und feste Detektormaterialien) noch an die linearen Wechselwirkungskoeffizienten.
7.3 Standardgewebe
Die Notwendigkeit, bestimmte Körpergewebe nachzubilden, muß stets im Zusammenhang mit der jeweiligen dosimetrischen Fragestellung gesehen werden. Über 70 % der Körpermasse werden von Muskel-, Fett- und Knochengewebe gebildet. Darüber hinaus kommt dem Lungengewebe wegen der niedrigen Dichte der luftgefüllten Lunge stets besondere Bedeutung zu. Bei jeder dosimetrischen Messung, die sich auf ein bestimmtes bestrahltes Körpergebiet bezieht, werden diese Gewebearten dominieren. Andere Gewebe oder Organe wie etwa Haut, Brustgewebe, Schilddrüse, Gehirn oder Leber müssen aus dosimetrischer Sicht nicht durch organspezifische Phantommaterialien nachgebildet werden; sie können für einen großen
