2.2.6 Optische Charakterisierung Einzelkomponenten des Lichts: Für dosimetrische Zwecke ist es wichtig, die unterschiedlichen 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 T S , sowie aus einer nur durch Absorption beeinflussten Komponente T f besteht (T = T f + T S ). Das gesamte reflektierte Licht setzt sich aus einer gestreuten Komponente R S und einer gespiegelten R SP zusammensetzt (R = R SP + R S ). Die Differenz zwischen dem einfallenden Licht I 0 und der Summe von gesamt transmittierten und gesamt reflektierten Licht ergibt das im Medium absorbierte Licht I A : [ ] ( ) ( ) − = I I I 0 0 A 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 T S (λ) zu größeren Wellenlängen hin abnimmt (Abbildung 3.4) und die Transmission der nur durch Absorption beeinflussten Photonen T f (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 R S (λ) bestimmt, da der gespiegelte Teil R SP (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 Grundlagen Seite 14 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 R S (λ) keine negativen Auswirkungen auf das räumliche Auflösungsvermögen hat, sondern nur der nach vorne gestreute Teil T S (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 (λ max = 677,5 nm bei Grundlagen Seite 15 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 λ max , 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 (λ min , λ max ) 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: │ΔPV│ ~ ΔOD ~ ∫ │ΔPV│ ~ ΔOD ~ 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. Grundlagen Seite 16 Es sind bei gegebener Absorptionskurve drei Auswertespektren denkbar: a) Breitbandspektrum einer Weißlichtquelle (ca. 400 - 700 nm) mit den Farbbereichen Blau, Grün und Rot. Gesetzt den theoretischen Fall, dass nur Absorptionsänderungen im roten Bereich vorkommen, so kann die optische Dichte nur höchstens ⅓ ihres maximalen Wertes annehmen, da Fläche Rot / Fläche RGB = ⅓. Dies entspricht der geringsten Sensitivität. In der Praxis jedoch können bei hohen Dosen Absorptionsänderungen in die beiden anderen Bereiche hineinragen (s. Abbildung 3.2) b) Roter Wellenlängenbereich (ab ca. 590 nm): Sobald die Absorptionskurve den gesamten roten Wellenlängenbereich ausfüllt, erreicht die OD ihr Maximum. c) Es ist kein Lichtspektrum vorhanden, sondern nur eine Wellenlänge, die der Wellenlänge des Absorptionsmaximums angepasst ist (Laser oder LED bei ca. 670 nm). Durch die Minimierung der Flächen erreicht die OD ihr Maximum sobald der Absorptionspeak für diese Wellenlänge keine Transmission mehr zulässt. Dies entspricht der höchsten Sensitivität. Die Wahl des geeigneten Lichtspektrums muss im Vorfeld von der Frage abhängig gemacht werden, welcher Dosisbereich untersucht werden soll. Je schmalbandiger das Auswertespektrum ist (c), desto höher die Sensitivität, jedoch wird auch der messbare Dosisbereich geringer bevor das Maximum der optischen Dichte erreicht wird. Erweitert man das Spektrum, so erweitert sich auch der Dosisbereich. Grundsätzlich gilt, dass die Sensitivität unter Berücksichtigung des Dosisbereiches maximiert werden sollte, um die Messunsicherheit zu minimieren. Des Weiteren gilt es bei Darstellung einer 2D Dosisverteilung das Streulicht, welches vorwiegend aus dem blauen und grünen Wellenlängenbereich stammt, durch die Auswertung im roten Bereich, zu minimieren. Aus Abbildung 3.1 ist ersichtlich, dass der XR Type T Film im interessierenden Dosisbereich bis 10 Gy mit einem Linienspektrum (LED, optimiert an λ max ) ausgewertet worden ist, ohne dass die optische Dichte einen Grenzwert erreicht hat, d.h. in den Bereich der optischen Sättigung geraten ist. Somit wird mit dem zur Verfügung stehenden Scanner (Weißlichtquelle) ausschließlich der rote Wellenlängenbereich ausgewertet, um eine Verbesserung der Sensitivität zu erreichen. Die Auswertung im roten Wellenlängenbereich kann durch 2 Methoden geschehen: Mittels eines Rotfilters (Tiefpassfilter). Die Anwendung eines Filters ist nicht ganz unproblematisch. Es wurde beobachtet, dass sich Newtonringe bilden, wenn man einen Filter einfach auf den Film legt. Diese Newtonringe entstehen, wenn Lufteinschlüsse zwischen zwei Flächen kleiner als die Wellenlänge des Lichts sind. Auf die Anwendung eines Anti Newton Sprays wurde verzichtet, da der optische Einfluss unklar ist. Eine weitere Möglichkeit ist die Platzierung des Filters mit Distanzhaltern über dem Film. Dies macht den Messaufbau aufwendig und es ist unklar, ob sich der Filter beim Auflegen bei gegebener Filmgröße durchbiegt. Da aber damit gerechnet werden muss, dass ein zusätzliches optisches Gerät im Strahlgang den Streufaktor erhöht und die Lichtintensität auch im roten Wellenlängenbereich mindert, wurde auf den Einsatz von Filtern verzichtet. Extraktion der roten Matrize mittels externer Software (MatLab). Aus Korrespondenzen mit der Uniklinik Hamburg und aus der Literatur [15,16] scheint dies Stand der Technik zu sein. Dabei wird der Film normal im Durchlichtverfahren gescannt und anschließend die rote Matrize mit MatLab aus dem abgespeicherten File extrahiert. Grundlagen Seite 19 2.3 Phantom 2.3.1 Einführung Das verwendete Phantom ist ein Festkörperphantom aus dem Material Solid Water, welches von der Firma Gammex entwickelt worden ist. Der mittlere Energiebereich, bei dem es in Verbindung mit der Röntgenstrahlquelle IntraBeam betrieben wird, liegt bei ~20 keV. Die herstellerseitig ausgemessenen Tiefendosiskurven des IntraBeam beziehen sich auf Wasser. Um diese Werte auf ein Festkörperphantom aus Solid Water übertragen zu können, muss untersucht werden, inwiefern eine Wasseräquivalenz, speziell für diesen niederen Energiebereich, gegeben ist. Die Materialeigenschaften von Solid Water sind bereits im Detail für hochenergetische Photonen im MeV Bereich untersucht und mit Wasser verglichen worden [35]. Nur sehr begrenzte Informationen sind verfügbar, für die Äquivalenz von Solid Water zu Wasser für niederenergetische Photonen. Für eine 192 Ir Quelle mit einem Energiespektrum von 200 bis 800 keV ist die Äquivalenz von Solid Water zu Wasser gezeigt worden [36]. In diesem Energiebereich ist jedoch die Comptonstreuung der vorherrschende Wechselwirkungsprozess und dosimetrische Unterschiede innerhalb des Materials stammen von Unterschieden der Elektronendichte. Der niedere Energiebereich des IntraBeam lässt sich am ehesten mit dem einer 125 I Quelle (ca. 22 keV bis 35 keV) vergleichen. Dort ist der Photoeffekt die dominierende Wechselwirkung. Da dieser von der Ordnungszahl der Atome, als auch von der Elektronendichte abhängt, ist die Wahl des Phantommaterials schwieriger als für 192 Ir. 2.3.2 Überprüfung der Wasseräquivalenz Meigooni et al. [37] prüfte in seiner Arbeit verschiedene Festkörpersubstanzen, u. a. auch Solid Water, im Energiebereich einer 125 I Quelle auf ihre Wasseräquivalenz. Die Absolutwerte der Tiefendosiskurven [cGy/h] wurden mit der Monte Carlo Methode für Solid Water und Wasser bis in eine Tiefe von 7 cm berechnet und zusammen mit gemessenen Werten für Solid Water verglichen. Das Ergebnis zeigt eine gute Übereinstimmung der Dosisleistungswerte der einzelnen Tiefendosiskurven [37]. Die Massenenergieabsorptionskoeffizienten (µ en /ρ) wurden ebenfalls über Monte Carlo Berechnungen in 1-cm-Schritten über eine Tiefe von 10 cm ermittelt. Da sich das Energiespektrum der Photonen in Abhängigkeit der Tiefe ändert, sind die Koeffizienten des zu untersuchenden Materials für jede Tiefe auf die Werte des Bezugsmaterials Wasser gleicher Tiefe normiert worden. Die Schwankung der Koeffizienten in Abhängigkeit der Tiefe ist gering, so dass für Solid Water ein mittlerer Massenenergieabsorptionskoeffizient von 0,91 relativ zu Wasser angegeben werden kann [37]. Dies entspricht einer Abweichung von -9 % gegenüber dem Koeffizient von Wasser (1,00). Zwei Substanzen sollten als äquivalent gelten, wenn ihre Massenschwächungskoeffizienten (µ/ρ) oder ihre Massenenergieumwandlungskoeffizienten (µ tr /ρ) in bestimmten Photonenenergiebereichen übereinstimmen [39]. Im vorliegenden Bericht [37] werden jedoch die Massenenergieabsorptionskoeffizienten (µ en /ρ) zur Beurteilung der Äquivalenz herangezogen. Der Zusammenhang zwischen µ en /ρ und µ tr /ρ ist durch folgende Formel definiert, es gilt: µ en /ρ = µ tr /ρ (1 - G) (4) G ist derjenige Teil der Energie, der durch die freigesetzten Sekundärelektronen in Bremsstrahlung umgesetzt wird. Ist die kinetische Energie der Sekundärelektronen kleiner als Grundlagen Seite 20 511 keV, so unterscheiden sich µ en /ρ und µ tr /ρ nur geringfügig [39]. Die durch IntraBeam bzw. einer 125 I Quelle maximal übertragene kinetische Energie ist deutlich kleiner als 511 keV, so dass kaum Bremsstrahlung erzeugt wird. Das heißt, die lokal erzeugte kinetische Energie kann in Form von Bremsstrahlung nicht entweichen und wird lokal absorbiert. Somit kann für den verwendeten Energiebereich µ en /ρ = µ tr /ρ gesetzt werden und damit die Werte für den Massenenergieabsorptionskoeffizienten zur Bewertung der Äquivalenz herangezogen werden. 2.3.3 Vergleich des Phantoms mit Meigooni et al. Meigooni et al: - Hersteller: Radiation Measurements Inc. (RMI) - Dichte: ρ = 1,015 g/cm 3 - Zusammensetzung: H (8,09 %); C (67,22 %); N (2,40 %); O (19,84 %); Ca (2,32 %); Cl (0,13 %) In dieser Arbeit: - Hersteller: Gammex; Solid Water RMI 457 - Dichte: ρ = 1,046 g/cm 3 - Zusammensetzung: H (8,02 %); C (67,23 %); N (2,41 %); O (19,91 %); Ca (2,31 %); Cl (0,14 %) Die Parameter des von Meigooni et al verwendeten Solid Water Materials lassen sich in Punkto elementarer Zusammensetzung und Dichte mit dem Solid Water in dieser Arbeit vergleichen. Des Weiteren ist das mittlere Energiespektrum des IntraBeam von ca. 20 keV mit einer 125 I Quelle vergleichbar, so dass sich die Ergebnisse von Meigooni et al. auf diese Arbeit übertragen lassen. 2.3.4 Güte des Phantommaterials Die Güte eines Phantommaterials wird im DGMP-Bericht Nr. 5 [38] durch den Vergleich der linearen Schwächungskoeffizienten beurteilt. Weichen diese von der Bezugssubstanz nicht mehr als 10 % ab, so wird das Phantommaterial als gut eingestuft, bei einer Abweichung bis 20 % als brauchbar. Verwendet man diesen Maßstab zur Beurteilung des Massenenergie-absorptionskoeffizienten, so kann Solid Water mit einer Abweichung von -9 % als gutes wasseräquivalentes Phantommaterial für den Energiebereich von 22 keV bis 35 keV eingestuft werden. Zum Vergleich: Die Massenenergieabsorptionskoeffizienten der im gleichen Bericht [37] getesteten Phantommaterialien PMMA (Plexiglas, ρ = 1,180 g/cm 3 ) und Polystyrol (Styropor, ρ = 1,044 g/cm 3 ) wichen in diesem Energiebereich um +67 % bzw. +170 % von Wasser ab. Grundlagen Seite 21 2.4 Scanner 2.4.1 Einführung Bei dem verwendeten Scanner handelt es sich um den Dokumentenscanner Agfa DuoScan T2000XL. Obwohl Dokumentenscanner nicht für GafChromic Filmdosimetrie entwickelt worden sind, sind sie bereits in der Vergangenheit für Messungen in verschiedenen Filmdosimetrie Applikationen verwendet worden [40,41]. Der Agfa DuoScan T2000XL, welcher im Handel nicht mehr erhältlich ist, ist ein Desktop Flachbettscanner mit der Option im Durchlichtverfahren zu arbeiten. Er ist entwickelt worden für das qualitativ hochwertige Scannen von hoch auflösenden Bildern. Der Scanner besitzt eine maximale Auflösung von 600 zu 1200 dpi. Er enthält eine fluoreszierende Lichtquelle mit einem Breitband Emissionsspektrum. Die spektrale Emission der Weißlichtquelle ist in Abbildung 4.2 dargestellt. Die maximal zu Verfügung stehende Scannfläche im Durchlichtmodus ist 203 mm x 254 mm. Als Detektor wird ein „linear 10600-Element color type CCD array“ verwendet. Die Farberkennung mittels eines CCD Detektors wird durch RGB Farbfilter erreicht. Die monochrome Kennlinie in Abbildung 4.3 ist das Antwortverhalten ohne Filter. Das spektrale Ansprechverhalten pro Farbkanal ist eine Faltung der monochromen Kennlinie mit der des jeweiligen Farbfilters. Die Grün- und Blaufilter sind als Bandpassfilter ausgelegt, deren Transmissionsmaxima mit dem Emissionsmaxima der Lichtquelle übereinstimmen müssen. Der rote Filter fungiert als Tiefpassfilter. Da er im Wellenlängenbereich >700 nm immer noch transparent ist, bzw. die beiden anderen Filter wieder transparent werden, wird der nahe Infrarot Bereich durch systemeigene „cut off“ Filter kontrolliert [42]. 2.4.2 Rauschquellen Wenn der Scanner in der Dosimetrie für die Auswertungen der Filme verwendet wird, so wird er als Messgerät eingesetzt. In diesem Falle ist es wichtig, mögliche Fehlerquellen näher zu betrachten, die die Messunsicherheit beeinflussen. Ohne eine exakte Bestimmung und Analyse der Fehlerquellen ist eine qualitative Aussage über das Messergebnis nicht möglich. Da hier zwei Messgeräte zum Einsatz kommen (Film und Scanner) ist eine Differenzierung unumgänglich, um die jeweilige Fehlerquelle dem jeweiligen Detektor zuordnen zu können. Das Rauschen ist definiert als ein ungewolltes Signal jeglicher Herkunft, welches dem Messwert addiert ist. In einer idealen Digitalkamera, bzw. Scanner, bestimmt der CCD Sensor die Rauscheigenschafen, nicht die Systemelektronik. In der Praxis ist dies jedoch nicht zutreffend. Man kann zwei Arten von Rauschquellen unterscheiden: Zeitlich (temporal) und räumlich (spatial) bedingtes Rauschen [43]. Zeitliches Rauschen kann reduziert werden durch die Mittelung mehrerer Bilder, wobei diese Verfahren das räumliche Rauschen nicht beeinflusst. Durch die Methode der Bildsubtraktion kann das räumliche Rauschen reduziert werden. An dieser Stelle soll jedoch angemerkt werden, dass die Subtraktion zweier Bilder das temporale Rauschen gemäß dem Fehlerfortpflanzungsgesetz um den Faktor 2 erhöht. Überblick über temporale Rauschquellen: - Photon shot noise - Dark current - Reset transistor noise - Clocking noise - Output amplifier noise mit a) White Noise (thermal noise) b) Flicker Noise (1/f noise) Grundlagen Seite 22 Überblick über spatiale Rauschquellen: - Photoresponse non-uniformity - Dark current non-uniformity Die „shot noise“ entspricht dem Rauschen, welches mit dem stochastischen Auftreffen der Photonen auf jeglichen Detektor verbunden ist [43]. Sie ist das natürliche Limit eines jeglichen Photonen-, bzw. Teilchen-Detektionssystems. Bei N detektierten Elektronen in CCD Sensor entspricht der Fehler N . Bei der Fehlerquellenbetrachtung soll hier jedoch nur auf den Dunkelstrom (dark current) und die räumliche Inhomogenitäten (spatial non-uniformities) näher eingegangen werden. 2.4.3 Dunkelstrom Das Signal eines CCD Sensors ohne einfallendes Licht ist definiert als das Background Signal. Das Background Signal ist das Ergebnis von thermisch emittierter Ladung, welche sich im CCD Chip ansammelt [44]. Deshalb ist die Höhe des Signals erheblich von der Betriebstemperatur des Sensors abhängig. Aufgrund von Materialtoleranzen im Siliziumhalbleiter kann das Backgroundsignal von Pixel zu Pixel variieren. Diese Variation wird das Dunkelsignalrauschen genannt. Der Dunkelstrom ist definiert als der Mittelwert aller Pixel eines völlig dunklen Bildes. Der Dunkelstrom verdoppelt sich bei einer Zunahme der CCD Betriebstemperatur um 9 K [44]. Die maximale optische Dichte, welche mit einem Scanner messbar ist, wird technisch begrenzt von der Höhe des Background Signals und wird wie folgt berechnet: = ln OD max I 0 entspricht dabei dem Pixelwert bei voller Illumination. Die Größe der beiden Pixelwerte richtet sich nach der gewählten Farbtiefenauflösung (2 8 , 2 16 ). Der Quotient aus beiden ist jedoch unabhängig davon. Lediglich die Unsicherheit bei der Bestimmung der netOD wird größer, wenn man eine geringere Farbtiefenauflösung wählt. 2.4.4 Photoresponse non-uniformity: Die Inhomogenität des räumlichen Ansprechverhaltens äußert sich in Peak-to-peak Variationen des Ausgangssignals bei homogener Illumination (PRNU). Der Faktor, der die PRNU hauptsächlich beeinflusst sind die externen Farbfilter. Selbst geringe Unterschiede in der Filterdicke verursachen ein unterschiedliches Antwortverhalten von Pixel zu Pixel. So haben Farb CCDs eine höhere Varianz als Monochrome CCDs [44]. 2.4.5 Defektes Pixel: Die Definition eines defekten Pixels ist, wenn dessen Illumination signifikant von dem Mittelwert der anderen Pixel abweicht. Die beiden oben genannten Fehlerquellen determinieren ein defektes Pixel. In Abbildung 4.1 ist das ideale Antwortverhalten eines Pixels neben einem Pixel mit Dunkelsignalfehler und einem mit erhöhter bzw. verminderter Sensitivität dargestellt. Die maximal erlaubte Abweichung eines Pixels ist abhängig von der Qualität des CCD Sensors als auch von den Ansprüchen des Anwenders. Die Anzahl und Art der Defekte ist somit auch vom Verwendungszweck abhängig und kann von 0 bis mehr als 1000 Defekte zählen. Ein einfacher Algorithmus um ein defektes Pixel zu korrigieren ist dessen Wert mit dem Mittelwert der umliegenden Pixel zu ersetzen [44]. Grundlagen Seite 23 2.4.6 Kalibrierung einer definierten Scannregion Der exakteste Weg um eine Homogenität des räumlichen Antwortverhaltens über den gesamten Illuminationsbereich zu erreichen, vorausgesetzt einer Linearität aller Pixel, wäre eine Zweipunktkalibrierung einer definierten Scannregion: a) Als erster Schritt wäre die Generierung einer Referenz Background Matrix des gewünschten Scannbereiches bei einer definierten Temperatur zu nennen. Diese Matrix erhält man durch die Pixel zu Pixel Mittelung mehrer Bilder um das temporale Rauschen zu minimieren. Der temporale Fehler verhält sich bei n Mittelungen wie 1/ n [45]. Durch das Subtrahieren der Referenzmatrix erhält man einen gleichen Nullpunkt bzw. identischen Offset aller Pixel, d.h. einen homogenen Background. b) Der zweite Kalibrierungsschritt wäre die Erzeugung einer Referenzmatrix bei voller Illumination, wiederum durch die Mittelung mehrer Bilder. Von dieser Matrix wird die Referenz Background Matrix subtrahiert und der Quotient aus I SOLL /I IST pro Pixel bildet dann die zweite Referenzmatrix. Eine Multiplikation mit dieser Matrix kalibriert die einzelnen Steigungen (Sensitivitäten) der Pixel, so dass neben einem homogenen Dunkelstrom nun auch die PRNU homogen ist. Diese Kalibrierung kann nicht direkt am Scanner eingegeben werden, sondern müsste über ein externes Programm (z.B. MatLab) erfolgen. Die Korrektion der Detektionsinhomogenität müsste nach dem Scannen eines jeden Bildes mit Hilfe der beiden Kalibriermatrizen vorgenommen werden. Diese Methode wurde vom Autor erst nach Abschluss der experimentellen Arbeit entwickelt, so dass sie in den folgenden Auswertungen dieser Arbeit keinen Einfluss findet. Sie soll vielmehr einen Ausblick darstellen, um zukünftige Messungen mit einer noch größeren Präzision durchführen zu können. Eine einfachere Methode um die spatiale Inhomogenität des Scanners zu minimieren, ist die Pixel zu Pixel Subtraktion zweier Bilder, wie eingangs schon erwähnt. Diese Methode wird in dieser Arbeit angewandt, jedoch aus anderen Gründen. Damit das räumliche Rauschen durch eine Matrixsubtraktion reduziert wird, müsste der Film pixelgenau an derselben Stelle in Scannausschnitt positioniert werden, was jedoch nicht praktikabel ist. Durch den Scann von bestrahltem und unbestrahltem Film erhöht sich das temporale Rauschen um den Faktor 2 und durch die unterschiedliche Lage des Films erhöht sich ebenfalls das spatiale Rauschen um den Faktor 2 . Die oben vorgestellte Methode ist geeignet um letzteres zu minimieren, was jedoch zu überprüfen bleibt. Grundlagen Seite 24 Abbildung 4.3: Spektrales Ansprechverhalten der RGB Farbfilter des CCD Sensors KLI-8023 des Agfa Scanners. Hersteller des CCD Sensors ist Kodak. Der Rotfilter wirkt als Tiefpassfilter. Der nahe Infrarotbereich >700 nm wird durch systeminterne Filter kontrolliert [42]. Grundlagen Seite 25 2.5 Task Group 43 Protokoll 2.5.1 Einführung Das Task Group No. 43 Protokoll [46] ist ein Formalismus, mit dem die Dosimetrie von interstitiellen Brachytherapiequellen eindeutig beschrieben werden kann. Vor 1988 gab es in der Literatur eine Vielzahl unterschiedlicher Publikationen, die sich mit der dosimetrischen Datenerhebung von interstitiellen Brachytherapiequellen beschäftigten. Um diese uneindeutige Situation zu klären, formte das „Radiation Therapy Committee of the American Association of Physicists in Medicine“ (AAPM) 1988 die Task Group No. 43, um die jüngst verfassten Publikationen aufzuarbeiten und ein geeignetes Protokoll zu empfehlen. Im Abschlussbericht 1994 wird ein Formalismus präsentiert, der die erforderlichen physikalischen Größen klar definiert: a) Luftkerma b) Dosisleistungskonstante c) Geometrie Faktor d) Radiale Dosis Funktion e) Anisotropie Funktion Alle Gleichungen, welche benötigt werden, um aus den genannten Parametern die Dosis für eine einzelne Quelle zu berechnen sind ebenfalls aufgeführt. Das empfohlene Protokoll basiert auf direkt messbaren Größen. Gleichzeitig wird durch das Protokoll eine Reihe miteinander verknüpfter Größen voneinander entkoppelt. Es erlaubt ebenfalls die Berechnung von zweidimensionalen (2D) Dosisverteilungen. 2.5.2 Vergleich mit bestehenden Modellen Das grundlegende Problem von älteren Formalismen ist, dass diese auf der Verteilung der Photonenfluenz um die Quelle in Luft basieren, wohingegen klinische Applikationen die Dosisverteilung in einem streuenden Medium, wie es tatsächlich in einem Patienten vorherrscht, benötigen. Die Bestimmung von 2D Dosisverteilungen in einem streuenden Medium von der Kenntnis der 2D Photonenfluenzverteilung in Luft ist auf einfache Art nur für eine isotrope Punktquelle möglich. Eine reale Brachytherapiequelle erzeugt aber eine nicht zu vernachlässigende Anisotropie und für solche Quellen ist es unmöglich, auf akkurate Weise, eine 2D Dosisverteilung in einem streuenden Medium aus einer 2D Verteilung der Photonenfluenz in Luft zu gewinnen. Des Weiteren arbeiten ältere Protokolle mit Exposure Rate Konstanten und Buildup Faktoren, welche spezifische Eigenschaften des Nuklids sind und Gewebeschwächungskoeffizienten. Von diesem Ansatz distanziert sich das TG 43 Protokoll und beschreitet einen neuen Weg. Die Eingabedaten des neuen Formalismus sind Dosisleistungswerte, welche in einem gewebebzw. wasseräquivalenten Phantom direkt gemessen werden. Diese gemessenen Werte sind abhängig von der Konstruktion und Geometrie der Quelle, dem Photonenspektrum und dem Phantommaterial. Durch das direkte Messen der Dosisverteilung von einer Quelle in einem wasseräquivalenten Medium werden fundamentale Probleme älterer Berechnungsmodelle gelöst. Es bleibt jedoch anzumerken, dass durch die Einführung des TG 43 Protokolls sich die absolute Dosisleistung um bis zu 17 % im Vergleich zu konventionellen Daten ändern kann [47-52]. Der neue Formalismus erlaubt 2D Dosisberechnungen für symmetrische, zylindrische Quellen, wohingegen der alte lediglich eindimensionale isot Ce mail a été tronqué. Afficher l’intégralité du mail Supprimer Répondre Répondre à tous Faire suivre Déplacer Spams Actions Suivant Précédent Mer, 19 sep. 2012 à 18:54 19 sep. 2012 Mail affecté d’une étoile DE el haloui said À Vous [ Aucun objet ] Afficher les détails De • el haloui said À • [email protected] Entwicklung eines Analyseverfahrens zur Bestimmung von pharmazeutischen Kreuzkontaminationen an Laborglas und Herstellungsgeräten Einleitung und Ziel der Projektarbeit 5 2. Bedeutung der Projektarbeit für die Firma Labtec 6 3. Labtec GmbH 7 4. Projektablauf 9 5. Begriffe und Definitionen 10 5.1 Kreuzkontaminationen 10 5.2 Validierung und Reinigungsvalidierung 10 6. Gesetzliche Forderungen und Richtlinien 11 7. Risikobewertung von kritischen Substanzen 12 8. Kritische Substanzen 14 8.1 Aciclovir HCl 14 8.2 Donepezil Base 14 8.3 Ketoprofen HCl 14 8.4 Naloxon Base 14 8.5 Propafenon HCl 15 9. Säure-Base Umsetzung 16 10. Analysenmethodenentwicklung 18 10.1 Anforderungen an die Analysenmethode 18 10.2 Auswahl der Analysenmethode 18 10.3 Grundlagen der HPLC 19 10.3.1 Funktionsprinzip 20 10.3.2 Normalphasen HPLC (NP-HPL)C 20 10.3.3 Umkehrphasen HPLC (RP-HPL)C 20 10.3.4 Die mobile Phase 21 10.3.5 Gradientensysteme 21 10.4 Eingesetzte HPLC Systeme 21 10.5 Problemstellung 21 10.6 HPLC Säule 23 10.6.1 Auswahl der HPLC-Säule 23 10.6.2 Beschreibung der eingesetzten HPLC-Säule 23 10.7 Durchführung der HPLC Methodenentwicklung 24 10.8 Wellenlängen- und Spektrenbestimmung 31 10.8.1 Aciclovir 254nm 31 10.8.2 Naloxon 233nm 32 10.8.3 Donepezil 268nm 33 10.8.4 Propafenon 305nm 34 10.8.5 Ketoprofen 254nm 35 10.9 Zusammenfassung der Analysenmethode 36 11. Analysenmethodenvalidierung 37 11.1 Linearität 37 11.2 Wiederholpräzision 37 11.3 Vergleichspräzision 37 11.4 Bestimmungsgrenze 37 11.5 Nachweisgrenze 38 11.6 Robustheit der HPLC-Methode 38 11.7 Stabilität der Lösungen 38 12. Methodenentwicklung zur Überprüfung von Laborglas- und Herstellungsger äten 39 12.1 Reinigungsverfahren 39 12.2 Spülmaschinen und Reinigungsmittel 40 12.3 Auswahl der Laborglas- und Herstellungsgeräte 40 12.4 Probenahme 41 12.4.1 Wischtest. 41
Posted on: Sat, 17 Aug 2013 20:33:13 +0000
Recently Viewed Topics
© 2015