Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Анализ методов определения поглощенной дозы рентгеновского излучения в воде .14
Глава 2. Воспроизведение единицы поглощенной дозы в графите 27
Глава 3. Воспроизведение единицы поглощенной дозы в графите с помощью экстраполяционной ионизационной камеры 75
Глава 4. Разработка методов и средств перехода от поглощенной дозы в графите к поглощенной дозе в воде 85
Глава 5. Перспективы развития .108
Заключение .123
Библиография 126
- Анализ методов определения поглощенной дозы рентгеновского излучения в воде
- Воспроизведение единицы поглощенной дозы в графите
- Воспроизведение единицы поглощенной дозы в графите с помощью экстраполяционной ионизационной камеры
- Разработка методов и средств перехода от поглощенной дозы в графите к поглощенной дозе в воде
Анализ методов определения поглощенной дозы рентгеновского излучения в воде
Водный калориметр (на примере РТВ [48, 49, 80]) работает при температуре воды 4 С. Он представляет собой наполненный водой кубический фантом со стороной в 30 см. Стенки куба выполнены из полиметилметакрилата толщиной 10 мм. Входное окно, лежащее на пути пучка ионизирующего излучения, имеет толщину 3 мм. Температурный режим в калориметре поддерживается с помощью алюминиевых пластин, чередующихся с пластинами из полистирола, установленных на всех гранях куба. Суммарная толщина слоев полистирола, находящихся перед входным окном фантома составляет 18,3 см. Чувствительная часть калориметра находится в тонкостенном плоскопараллельном стеклянном цилиндре. Объем цилиндра заполнен водой высокой степени очистки, насыщенной водородом. Диаметр цилиндра составляет 95 мм, а глубина 41,4 мм. Толщина стенки, перпендикулярной оси пучка излучения, равна 0,7 мм. Цилиндр располагается в водном фантоме соосно пучку излучения и может быть установлен на разной глубине, относительно входного окна. Внутри цилиндра размещены два стеклянных стержня конической формы. На конце стержни имеют диаметр 0,5 мм. Они расположены перпендикулярно оси цилиндра и находятся на расстоянии в 6 мм напротив друг друга. Наконечник каждого стержня содержит впаянный в стекло термистор – датчик, сопротивление которого изменяется при изменении температуры, диаметром в 0,25 мм. От термисторов отходят платиново-иридиевые провода диаметром 30 мкм, которые припаиваются к изолированным медным проводам. Объем стержня заполняет воздух. Цилиндр с термисторами располагается, как правило, на расстоянии 50 мм от плоскости входного окна до термисторов. Измерения производятся с помощью двух мультиметров Agilent. Термисторы подключены последовательно и составляют часть делителя напряжения, второй частью делителя является высокоточный резистор, имеющий сопротивление в два раза большее, чем у термистора. Мультиметры одновременно измеряют падение напряжения в обеих частях делителя напряжения с интервалом менее 1 с. Далее сумма сопротивлений термисторов рассчитывается путем умножения значения сопротивления высокоточного резистора на отношение падений напряжений на термисторах и высокоточном резисторе. Эти данные записываются для дальнейшей обработки. Мощность, рассеиваемая каждым термистором во время измерений приблизительно равна 15 мкВт.
Пучок рентгеновского излучения создается при помощи рентгеновского аппарата с максимальным напряжением на трубке в 320 кВ. Для калориметрических измерений используются значения напряжений в 70, 100, 120, 140, 150 и 280 кВ.
Для того чтобы максимально приблизить условия калориметрических измерений к тем, что применяются в лучевой терапии, воссоздаются характеристики поля излучения (качество пучка), указанные в таблице 1.2.
Измерительный цикл водного калориметра состоит из трех этапов. Запись изменения сопротивления термисторов осуществляется перед облучением рентгеновским излучением, во время и после облучения. Длительность периодов составляет 120 с. Серии таких измерений проводятся с перерывом в 140 с. После 8– 10 серий измерений необходимо восстанавливать температурный режим воды до первоначального состояния. Далее на участках температурного дрейфа до и после облучения и на участке нагрева берутся отрезки длительностью 110 с и аппроксимируются до прямых. Искомой величиной является разница между прямыми дрейфа до и после нагрева определенная для точки, соответствующей середине отрезка нагрева.
Для учета вклада различных эффектов в значение поглощенной дозы в воде вводится ряд поправочных коэффициентов.
Коэффициент kc, учитывает распределение тепла в калориметре, возникающее во время и после облучения вследствие теплового излучения материалов, отличных от воды, входящих в состав конструкции калориметра и за счет градиента температуры, обусловленного распределением дозы по глубине фантома. Распределение тепла рассчитывается на основании метода конечных элементов с применением геометрических моделей составных частей калориметра специальным программным обеспечением. На основании полученных результатов рассчитывается коэффициент kc.
Коэффициент kp учитывает искажение поля рентгеновского излучения, вносимые элементами конструкции калориметра: стеклянным цилиндром, температурными датчиками и т.д. Для средних энергий рентгеновского излучения коэффициент kp сильно зависит от геометрии конструкции и толщины стенок стеклянного цилиндра. Коэффициент определяется экспериментально и теоретически методом Монте Карло. Для экспериментального определения используется стеклянный цилиндр, аналогичный калориметрическому, но без термисторов и с возможностью размещения ионизационной камеры. Искомый коэффициент получается в результате отношения показаний ионизационной камеры с цилиндром и без него.
Воспроизведение единицы поглощенной дозы в графите
Чтобы точно определить энергию, выделенную в поглотителе калориметра при облучении рентгеновским излучением или под действием нагрева электрическим током необходимо учитывать все возможные потери тепла из поглотителя.
Поглотитель может передавать тепло окружающим элементам путем теплопроводности, конвекции и теплового излучения. Для того чтобы минимизировать потери тепла путем теплопроводности в конструкции калориметра были предусмотрены вакуумные зазоры, а соединительные элементы были подобраны таким образом, чтобы минимизировать площадь соприкосновения с частями колориметра. Теплопроводность воздуха практически не зависит от давления пока свободный пробег молекул воздуха превышает ширину зазоров калориметра. При дальнейшем снижении давления теплопроводность воздуха снижается линейно. И при достаточно хорошем вакууме (10-5 мбар) теплопроводностью воздуха можно пренебречь.
Передача тепла по подводящим проводам от термистора обусловлена тем, что нагревательные элементы при калибровке имеют более высокую температуру, чем во время облучения рентгеновским излучением и поэтому проводники, подходящие к этим элементам отводят больше тепла, чем в режиме облучения. Это является причиной систематической погрешности. Для уменьшения ее, во-первых, используются длинные и тонкие (0,05мм) проводники из манганина, имеющего очень низкую теплопроводность. А, во-вторых, проводники, выходящие из поглотителя калориметра, имеют хороший тепловой контакт с проводниками первой оболочки. Это приводит к тому, что утечка тепла от нагревателя первой оболочки компенсирует утечку тепла с поглотителя.
Потери тепла поглотителем путем конвекции были исключены за счет ваку-умирования зазоров между деталями калориметра.
Для исключения потерь тепла путем теплового излучения были предприняты следующие меры. Во-первых, поверхности всех элементов калориметра кроме поглотителя были покрыты алюминизированной лавсановой пленкой. Во-вторых, в первую оболочку был вмонтирован проволочный нагревательный элемент. Благодаря тому, что нагревательный элемент был заложен в оболочку на глубину, равную половине толщины стенок, распределен по всей площади поверхности, а пространство между нагревательным элементом и материалом оболочки было заполнено аквадагом, нагрев фактически равномерен. При калибровке в первой оболочке выделяется та же мощность на единицу массы, что и в поглотителе. За счет этого поглотитель и первая оболочка нагреваются одинаково и потери тепла излучением от поглотителя компенсируется за счет излучения от первой оболочки. Причина неэквивалентности нагрева поглотителя при облучении рентгеновским излучением и калибровке электрическим током заключается в том, что под действием рентгеновского излучения тепло, выделяемое в поглотителе, распространяется по нему равномерно, а при калибровочном нагреве тепло выделяется точечно из нагревательного термистора. Далее тепло распространяется по объему поглотителя. В результате анализа исследований, проведенных в этой области [47],было установлено, что тепловое равновесие в поглотителе калориметра достигается за время не превышающее 1,5 секунды. Чтобы учесть этот эффект, в процессе обработки калориметрической кривой из массива данных исключаются точки, находящиеся в пределах 10 секунд вокруг точек начала и конца нагрева. В таблице 2.5 приведены основные причины потерь тепла из поглотителе и меры по минимизации этих потерь
Все элементы покрыты алюминизированным лавсаномВ первой оболочке выделяется та же мощность на единицу массы при калибровке, что и в поглотителе
Неэквивалентность нагрева Тепло, уходящее по проводам минимизировано за счет малого сечения провода и учтеноЗа 1,5с скорость изменения температуры при калибровке от точечного источника становится идентичной нагреву равномерно распределенным источником, при обработке кривой отсекаются по 10с с каждой стороны 2.1.3 Исследования эффектов, вносящих вклад в значение поглощенной дозы
Для учета вклада различных эффектов в значение поглощенной дозы в графите используется произведение поправочных коэффициентов П, входящее в выражение (2.1), состоящее из следующих множителей: квз - коэффициент, учитывающий искажение флюенса фотонов вакуумными зазорами внутри калориметра [59]. Это искажение необходимо учитывать, так как искомое значение поглощенной дозы в графите относится к точке гомогенного материала. В реальных условиях измерения относятся к точке, окруженной вакуумными зазорами (рисунок 2.10).
Геометрия измерений. I – поглощенная доза в точке гомогенного графитового фантома; II – в реальных условиях присутствуют вакуумные зазоры.
Исследования данного эффекта проводилось с помощью плоскопараллельной ионизационной камеры и графитового фильтра толщиной равной сумме толщин элементов, стоящих на пути излучения к поглотителю. Принципиальная схема измерений представлена на рисунке 2.11.
Калориметр-Рисунок 2.11 Определение поправочного коэффициента квз Вакуумные зазоры окружают поглотитель со всех сторон. Для того чтобы учесть вклад в значение поглощенной дозы, вносимый вакуумными зазорами исследования проводились в разных геометриях.
Для учета искажений, вносимых зазорами перед поглотителем ионизационная камера устанавливалась в графитовый фантом, перед камерой устанавливался фильтр. Расстояние между камерой и фильтром изменялось от величины равной общей толщине зазоров до нуля. Для учета зазоров позади поглотителя камера устанавливалась вплотную к фильтру, а зазор моделировался расстоянием от камеры до фантома. Чтобы учесть влияние зазоров окружающих поглотитель по бокам ионизационная камера располагалась между фильтром и фантомом, а зазор моделировался с помощью графитовых вставок с цилиндрическими отверстиями разного диаметра, в которые помещалась камера. Подобная серия измерений проводилась при различных энергиях рентгеновского излучения. Были получены следующие результаты (рисунок 2.12):
Зависимость поправочного коэффициента от энергии потока фотонного Основная задача калориметра для диапазона энергий от 15 до 50 кэВ – реализовать условия измерений в точке на поверхности фантома. Для того чтобы добиться этого, необходимо минимизировать толщину материала, лежащего на пути рентгеновского излучения к поглотителю.
В областях энергий рентгеновского излучения менее 250 кэВ резко возрастает роль ослабления излучения веществом. За счет этого возможно появление градиента распределения поглощенной дозы по толщине поглотителя.
В ходе работы был исследован характер взаимодействия рентгеновского излучения с веществом. В результате измерений, проведенных с помощью плоскопараллельной ионизационной камеры, были получены кривые ослабления излучения в графите в зависимости от толщины графита при разных значениях эффективной энергии.
Были получены значения силы тока I, возникшего в ионизационной камере за графитовым поглотителем толщиной х. В таблицах 2.6 – 2.9 приведены результаты измерений, полученных при различных характеристиках поля рентгеновского излучения. Характеристики поля определяются значением высокого напряжения U на трубке рентгеновского аппарата и фильтрацией пучка излучения. В таблицах также приведены значения анодного тока I и значение слоя половинного ослабления (СПО), соответствующего данной эффективной энергии.
Воспроизведение единицы поглощенной дозы в графите с помощью экстраполяционной ионизационной камеры
В международных рекомендациях МАГАТЭ особенное внимание уделяется эквивалентности поля излучения при калибровке и при измерениях у конечного пользователя. Чем ближе условия при передаче размера единиц от эталона к рабочему средству, тем меньше связанная с различием полей погрешность. Для того чтобы иметь возможность воссоздавать условия, идентичные тем, что применяются в лабораториях конечных пользователей была разработана система формирования качества пучка рентгеновского излучения.
Для того чтобы воспроизводить и передавать единицу поглощенной дозы рентгеновского излучения с высокой точностью необходимо создавать поле рентгеновского излучения, которое должно обеспечивать: – высокую стабильность напряжения на трубке рентгеновского аппарата и анодного тока, – возможность получать рентгеновское излучения нужного качества, – возможность получать поле рентгеновского излучения нужного размера, – возможность проведения облучения в течение заданного времени, – возможность работать с пучком рентгеновского излучения с установившимися стабильными значениями высокого напряжения на трубке и анодного тока, – возможность прецизионной юстировки в поле рентгеновского излучения калориметров и фантомов с ионизационными камерами.
Для выполнения поставленных условий была разработана и создана рентгеновская установка. В состав рентгеновской установки вошли сконструированые следующие устройства: автоматизированная система фильтрации рентгеновского излучения, электромагнитный затвор с таймером, коллимационный узел, система лазерного позиционирования, специальный стол для размещения элементов системы и подкатной столик. А также рентгеновский аппарат Isovolt Titan E и проходная плоскопараллельная ионизационная камера PTW Type 34014. Автоматизированная система фильтрации рентгеновского излучения (рисунок 2.26) состоит из двух дисков с вмонтированными в них фильтрами из различных материалов различной толщины. Диски располагаются последовательно на пути рентгеновского излучения. Таким образом, излучение может проходить через один или два фильтра. Перемещение дисков обеспечивают шаговые двигатели. Управление вращением дисков с фильтрами производится дистанционно с пульта управления (рисунок 2.27).
Рисунок 2.27 Пульты управления фильтрами и рентгеновской установкой Электромагнитный затвор располагается вплотную к выходному отверстию трубки рентгеновского аппарата и в закрытом состоянии полностью перекрывает пучок излучения. Это устройство выполняет две функции: позволяет производить облучение при установившихся параметрах излучения (при включении рентгеновского аппарата требуется 10–15 с для выхода на заданный режим работы [79]) и обеспечивает требуемую длительность экспозиции. Электромагнитный затвор (рисунок 2.28) управляется дистанционно и связан с реле времени. Таймер запускается когда затвор полностью открывает пучок излучения и замыкает концевой выключатель. Этим обеспечивается высокая точность измерения времени облучения, погрешность измерения времени облучения не превышает 0,01 с. Электромагнитный затвор
Система лазерного позиционирования (рисунок 2.29) состоит из лазерных излучателей имеющих горизонтальные и вертикальные развертки. Они отъюстированы таким образом, что прямые, образуемые на плоскости, перпендикулярной оси пучка, указывают в месте пересечения на центр поля рентгеновского излуче 67 ния. Еще один указатель позволяет определить расстояние от облучаемого объекта до фокусной точки рентгеновской трубки.
На пути излучения от рентгеновского аппарата к облучаемому объекту находится проходная плоскопараллельная ионизационная камера – монитор. Она используется для Система лазерного позиционирования
Все устройства располагаются на специально разработанном столе (рисунок 2.30). Эта конструкция позволяет жестко фиксировать все необходимые элементы системы, а на рельсах-направляющих располагается тележка, с помощью которой можно менять расстояние от источника излучения до средства измерений.
Система формирования поля излучения в сборе Значение высокого напряжения, материал и толщина фильтра определяют энергетические характеристики – качество пучка. Качества пучка выбираются в соответствии с рекомендациями ГОСТ Р МЭК 60731-2001 «Дозиметры с ионизационными камерами для лучевой терапии». Анализ погрешностей (неопределенностей) воспроизведения единицы поглощенной дозы в графите
Погрешность воспроизведения поглощенной дозы и мощности поглощенной дозы в графите оценивают следующим образом. В качестве оценки случайной погрешности (S) принимается относительное среднее квадратическое отклонение (СКО) среднего арифметического результата воспроизведения единицы поглощенной дозы в графите при 20 независимых измерениях: Потери тепла от поглотителя по подводящим проводам (k ) Теоретический k = 0,9989 Градиент мощности поглощенной дозы в радиальном и аксиальном направлении в поглотителе (kг ) Экспериментальный с применением ионизационных камер fcг = 1,0015 «Тепловой дефект» в материалах, входящих в состав поглотителя калориметра (k д ) Теоретический ктд = 1,0000
Определение СКО, S0 при воспроизведении единиц поглощенной дозы и мощности поглощенной дозы Экспериментальный 5о102 = 0,2 В таблице 2.13 приведены составляющие погрешности и неопределенности (So - среднеквадратическое отклонение, во - неисключенный остаток систематической погрешности, ЩА - относительная стандартная неопределенность по типу А, и0в - относительная стандартная неопределенность по типу Б) при воспроизведении единицы поглощенной дозы адиабатическим калориметром РГЭ-2.
Разработка методов и средств перехода от поглощенной дозы в графите к поглощенной дозе в воде
Бюджет неопределенности определения поглощенной дозы протонного излучения в воде с помощью ионизационной камеры (типа В с коэффициентом расширения К=2) приведен в таблице 5.2.
Неопределенность типа А, выраженная в виде СКО составляет 0,5 %, расширенная неопределенность типа А составляет 1 % (К=2).
Суммарная неопределенность результата определения поглощенной дозы протонного излучения в воде с помощью ионизационной камеры составляет 2,8 %.
Аналогичные расчеты при использовании ТЛД (одновременно облучается комплект из 25 детекторов) дают значения суммарной неопределенности определения поглощенной дозы в воде 4,5 %. Калибровка проводилась при начальной энергии протонного пучка, выводимого из кольца ускорителя Е0=220 МэВ. Средняя энергия протонного пучка после всех элементов формирования поля была Е=200 МэВ.
Результаты измерений поглощенной дозы протонного излучения в точке водного фантома с использованием различных методов и средств измерений приведены в таблице 5.3.
В «ИТЭФ» для измерений потоков протонов и других заряженных частиц в режиме реального времени используется созданный в лаборатории Фундаментальных ядерно-физических исследований специальный прибор – модернизиро 120 ванный измеритель плотности потоков частиц (ИППЧ-Т) [9]. В ИППЧ-Т используется сцинтилляционный детектор. Калибровка этого прибора в ИТЭФ осуществляется с помощью активационных детекторов с использованием реакции 12C(,n)11C. Плотность потока протонов Ф определятся по соотношению:
Калибровка аппаратуры «ИТЭФ» осуществлялась с помощью дозиметра с наперстковой ионизационной камерой Wellhfer FC65-G, которая калибруется с помощью калориметра в поле гамма-излучения Со-60 [9]. Определение поглощенной дозы протонного излучения с помощью ионизационной камеры осуществляется по соотношению (5.5). Флюенс протонов в соответствии с формулой (5.1) определяется:
Значения всех множителей, необходимых для вычисления флюенса протонов, а также результаты измерения поглощенной дозы для протонных пучков с энергиями 400 МэВ и 200 МэВ представлены в таблице 5.4.
Расхождение между значениями флюенса, определенного с использованием аппаратуры «ИТЭФ», и потока, определенного с использованием ионизационной камеры, составляет 3 % и 0.9 %, соответственно, для протонных пучков с энергиями 400 и 200 МэВ. Эти различия лежат в пределах неопределенностей результа 122 тов измерений, которые составляют для ионизационной камеры 4 %, для аппаратуры «ИТЭФ» 5 %. Значения неопределенностей приведены с коэффициентом расширения К=2.
Выводы
Использование ионизационных камер, прокалиброванных в поле гамма-излучения Со-60, для дозиметрии медицинских пучков протонного излучения позволяют получить, как было показано выше, удовлетворительные результаты. Однако для того, чтобы полностью удовлетворять потребностям практики необходимо расширять область применения Государственного первичного эталона поглощенной дозы фотонного и электронного излучений ГЭТ38-2011 и на протонное излучение. Предварительные исследования калориметра РГЭ-2 на синхротроне ИТЭФ в полях протонного излучения с энергией от 150 до 250 МэВ показали возможность адаптации калориметра для дозиметрии протонного излучения.
В результате работы были впервые разработаны и созданы:
1. Калориметры, позволяющие в совокупности с разработанным измерительным аппаратурно-программным комплексом обеспечения калориметрических измерений и разработанными методами воспроизводить единицу поглощенной дозы в графите в диапазоне энергий рентгеновского излучения от 15 до 250 кэВ.
2. Экстраполяционная ионизационная камера, позволяющая в совокупности с разработанными методами воспроизводить единицу поглощенной дозы в воде независимым от калориметрического методом, а также осуществлять переход от измерений на глубине фантома к измерениям на поверхности.
Метод перехода от поглощенной дозы в графите к поглощенной дозе в воде с учетомдля рентгеновского излучения в диапазоне энергий от 15 до 250 кэВ. В результате работы были исследованы: 1. Принципы воспроизведения единицы поглощенной дозы рентгеновского излучения. 2. Особенности взаимодействия рентгеновского излучения с различными веществами и объектами. 3. Спектры рентгеновского излучения с целью определения значений эффективной массы калориметров, и массовых коэффициентов поглощения энергии. 4. Экстраполяционные кривые, полученные с помощью экстраполяционной ионизационной камеры с целью осуществления перехода от поглощенной дозы на глубине к поглощенной дозе на поверхности. 124 5. Вклад всех факторов, влияющих на погрешность воспроизведения единицы поглощенной дозы в графите рентгеновского излучения в диапазоне энергий от 15 до 250 кэв 6. Вклад всех факторов, влияющих на погрешность перехода от поглощенной дозы в графите к поглощенной дозе в воде рентгеновского излучения в диапазоне энергий от 15 до 250 кэв Степень достоверности результатов работы: Достоверность результатов выполненной работы подтверждается следующим: 4 Актом «Государственных испытаний Государственного первичного эталона единиц поглощенной дозы и мощности поглощенной дозы фотонного и электронного излучений ГЭТ 38-2011», составленным Межведомственной комиссией. См. приложение № 2. 5 Результатами сличений разработанных калориметров с калориметром, входящим в состав Государственного первичного эталона поглощенной дозы ГЭТ 38-95 в поле гамма-излучения Со-60. Метрологические характеристики Государственного первичного эталона ГЭТ 38-95 подтверждены результатами ключевых сличений, проведенных в BIPM [11].
Практическая значимость работы заключается в следующем: 1. Обеспечено воспроизведение единицы поглощенной дозы в воде рентгеновского излучения в диапазоне энергий от 15 до 250 кэВ 2. Осуществлена передача единиц поглощенной дозы и мощности поглощенной дозы в воде клиническим дозиметрам для рентгеновского излучения 3. Разработанный измерительный аппаратурно-методический комплекс вошел в состав Государственного первичного эталона единиц поглощенной дозы и мощности поглощенной дозы фотонного и электронного излучений ГЭТ 38-2011 (см. приложение № 1 «Приказ об утверждении Государственного первичного эталона единиц поглощенной дозы и мощности поглощенной дозы фотонного и электронного излучений»). Это позволило расширить энерге 125 тический диапазон воспроизведения единицы поглощенной дозы от 0,6–50 МэВ до 0,015–50 МэВ. 4. Получена связь между измерениями в области рентгеновского излучения и излучения радионуклида 60Co, что в свою очередь обеспечивает подтверждение точности воспроизведения единицы на уровне международных ключевых сличений. Характеристики усовершенствованного эталона приведены в таблице 1. Таблица 1 Характеристики ГЭТ 38-2011 и ГЭТ 38
