Дозиметр сцинтилляционный. Сцинтилляционные дозиметры: принцип работы, устройство и применение

Что такое сцинтилляционный дозиметр. Как устроен сцинтилляционный дозиметр. Какие бывают типы сцинтилляторов. Для чего применяются сцинтилляционные дозиметры. Каковы преимущества и недостатки сцинтилляционных дозиметров.

Принцип работы сцинтилляционного дозиметра

Сцинтилляционный дозиметр — это прибор для измерения ионизирующего излучения, работающий на основе явления сцинтилляции. Принцип его работы заключается в следующем:

1. Ионизирующее излучение попадает на сцинтиллятор — вещество, способное светиться под действием излучения.
2. В сцинтилляторе происходят вспышки света — сцинтилляции.
3. Световые вспышки попадают на фотоэлектронный умножитель (ФЭУ).
4. ФЭУ преобразует световые импульсы в электрические.
5. Электрические импульсы усиливаются и регистрируются электронной схемой.

Интенсивность светового потока пропорциональна энергии поглощенного излучения, что позволяет определить дозу или мощность дозы.

Устройство сцинтилляционного дозиметра

Основные элементы конструкции сцинтилляционного дозиметра:

• Сцинтиллятор — чувствительный элемент, в котором происходят световые вспышки
• Световод — для передачи света от сцинтиллятора к ФЭУ
• Фотоэлектронный умножитель (ФЭУ) — для преобразования световых импульсов в электрические
• Электронная схема обработки и регистрации сигналов
• Корпус с экраном для защиты от внешнего света

Сцинтиллятор обычно имеет форму кристалла или пластины. ФЭУ представляет собой вакуумный прибор с системой электродов для усиления электронного потока.

Виды сцинтилляторов в дозиметрии

В сцинтилляционных дозиметрах используются два основных типа сцинтилляторов:

Неорганические сцинтилляторы

Примеры: кристаллы NaI(Tl), CsI(Tl), LiI(Eu)

Преимущества:

• Высокий световыход
• Хорошее энергетическое разрешение
• Высокая плотность (эффективность регистрации гамма-излучения)

Недостатки:

• Гигроскопичность
• Длительное время высвечивания

Органические сцинтилляторы

Примеры: пластмассовые и жидкие сцинтилляторы на основе стильбена, антрацена

Преимущества:

• Малое время высвечивания
• Близость по составу к биологической ткани
• Возможность изготовления сцинтилляторов большого объема

Недостатки:

• Меньший световыход по сравнению с неорганическими
• Худшее энергетическое разрешение

Применение сцинтилляционных дозиметров

Сцинтилляционные дозиметры широко используются в различных областях:

• Радиационный контроль окружающей среды
• Индивидуальная дозиметрия персонала
• Радиационная защита в медицине
• Мониторинг радиационной обстановки на АЭС
• Таможенный контроль грузов
• Геологоразведка
• Научные исследования

Сцинтилляционные дозиметры позволяют измерять дозы и мощности доз различных видов ионизирующих излучений — гамма, рентгеновского, альфа, бета, нейтронного.

Преимущества сцинтилляционных дозиметров

Основные достоинства сцинтилляционных дозиметров по сравнению с другими типами:

• Высокая чувствительность
• Широкий диапазон измеряемых энергий излучения
• Хорошее энергетическое разрешение
• Высокое быстродействие
• Возможность регистрации разных видов излучения
• Высокая эффективность регистрации гамма-излучения

Эти преимущества обусловлены высоким световыходом сцинтилляторов и эффективным преобразованием света в электрический сигнал с помощью ФЭУ.

Недостатки сцинтилляционных дозиметров

К ограничениям сцинтилляционных дозиметров можно отнести:

• Сложность и высокая стоимость конструкции
• Необходимость высоковольтного питания для ФЭУ
• Температурная зависимость характеристик
• Чувствительность к магнитным полям
• Нелинейность характеристик при высоких загрузках

Однако современные технологии позволяют в значительной степени компенсировать эти недостатки.

Сравнение с другими типами дозиметров

По сравнению с другими распространенными типами дозиметров, сцинтилляционные имеют следующие особенности:

Тип дозиметра	Преимущества	Недостатки
Ионизационные камеры	— Высокая точность — Широкий диапазон измерений	— Низкая чувствительность — Большие размеры
Газоразрядные счетчики	— Простота конструкции — Низкая стоимость	— Ограниченный диапазон энергий — Невысокая эффективность для гамма-излучения
Полупроводниковые детекторы	— Отличное энергетическое разрешение — Компактность	— Необходимость охлаждения — Высокая стоимость

Сцинтилляционные дозиметры занимают промежуточное положение, сочетая высокую чувствительность, хорошее энергетическое разрешение и возможность работы при комнатной температуре.

Современные тенденции в развитии сцинтилляционных дозиметров

Основные направления совершенствования сцинтилляционных дозиметров:

• Разработка новых типов сцинтилляторов с улучшенными характеристиками
• Применение кремниевых фотоумножителей (SiPM) вместо вакуумных ФЭУ
• Миниатюризация конструкции
• Улучшение энергетического разрешения
• Расширение динамического диапазона измерений
• Совершенствование алгоритмов обработки сигналов

Эти инновации позволяют создавать более компактные, точные и надежные сцинтилляционные дозиметры для различных применений.

Дозиметры — Fela-Control.ru

купить дозиметр бытовой, дозиметр купить в спб, дозометр радиации купить

Дозиметр — прибор неразрушающего контроля для измерения эффективной дозы или мощности ионизирующего излучения за определённый промежуток времени. 

Бытовой дозиметр используют для проверки продуктов питания, строительных материалов, автомобилей, радиационной обстановки квартиры, дачи. Приборы регистрируют в основном гамма и жёсткое бета излучение. Тип блока детектирования ионизирующего излучения — один или несколько газоразрядных счётчиков (счетчик Гейгера-Мюллера) или сцинтилляционный.

Дозиметр бытовой имеет небольшие габариты и отличается простотой в обращении.

Дозиметр профессиональный измеряет дозу излучения и обладает свойствами радиометра, который служит для измерения активности радионуклида  в источнике (жидкости, газе, на загрязненных поверхностях) или плотности потока ионизирующих излучений для проверки на радиоактивность подозрительных предметов и оценки радиационной обстановки в данном месте в данный момент. Дозиметр-радиометр может иметь отдельный специальный детектор для альфа-излучения. 

Профессиональные дозиметры имеют свидетельство о поверке, внесены в Госреестр средств измерений РФ. 

Дозиметры ДКС-АТ1121, ДКС-АТ1123 рентгеновского и гамма-излучения, дозиметры ДКС по выгодной цене

Дозиметры рентгеновского и гамма‑излучения ДКС‑АТ1121, ДКС‑АТ1123

— Измерение дозы и мощности амбиентного эквивалента дозы непрерывного, кратковременного и импульсного рентгеновского и гамма-излучения; 

— Поиск и обнаружение источников рентгеновского, гамма- и жесткого (с максимальной энергией спектра более 500 кэВ) бета-излучения.

 

• Измерения в широких диапазонах мощностей доз и энергий

• Измерение мощности дозы и длительности воздействия во время кратковременного излучения от 0,03 с

• Измерение средней мощности дозы импульсного излучения при длительности импульсов от 10 нс (АТ1123)

• Возможность дистанционных измерений с помощью выносного пульта

• Возможность стационарного размещения с использованием внешней звуковой и световой сигнализации с “сухими” контактами для управления исполнительными устройствами

• Возможность подключения к ПК для организации системы непрерывного контроля с функцией документирования

 

Области применения

Детектор	Сцинтилляционная пластмасса Ø30×15 мм
Диапазон измерений мощности амбиентного эквивалента дозы: — непрерывного излучения — кратковременного излучения — импульсного излучения	50 нЗв/ч – 10 Зв/ч 5 мкЗв/ч – 10 Зв/ч 0,1 мкЗв/ч – 10 Зв/ч (АТ1123)
Диапазон измерений амбиентного эквивалента дозы	10 нЗв – 10 Зв
Диапазон энергий: — непрерывного и кратковременного излучения — импульсного излучения	15 кэВ – 3 МэВ 15 кэВ – 10 МэВ(АТ1123)
Энергетическая зависимость относительно энергии 662 кэВ (137Cs)	±35% (15 – 60 кэВ) ±25% (60 кэВ – 3 МэВ) ±50% (3 – 10 МэВ)
Время измерения мощности дозы (МД) гамма-излучения 137Cs — при МД: 50 — 300 нЗв/ч — при МД: 0,3 — 2 мкЗв/ч — при МД: 2 мкЗв/ч — 10 Зв/ч	не более 60 с не более 10 с не более 2 с
Время отклика при изменении мощности дозы от 0,1 до 1 мкЗв/ч	менее 2 с
Типовая чувствительностьк гамма-излучению 137Cs	70 (имп·с-1)/(мкЗв·ч -1)
Габаритные размеры, масса	233x85x67 мм, 0,9 кг

Внешний вид и характеристики могут быть изменены.

Подробную информацию смотрите в рекламном проспекте.

Основные характеристики

Детектор: Сцинтилляционная пластмасса Ø30×15 мм

Диапазон измерений мощности амбиентного эквивалента дозы: — непрерывного излучения: 50 нЗв/ч — 10 Зв/ч — кратковременного излучения: 5 мкЗв/ч — 10 Зв/ч — импульсного излучения: 0,1 мкЗв/ч — 10 Зв/ч (АТ1123)

Диапазон измерений амбиентного эквивалента дозы: 10 нЗв — 10 Зв

Диапазон энергий: — непрерывного и кратковременного излучения: 15 кэВ — 3 МэВ — импульсного излучения: 15 кэВ — 10 МэВ (АТ1123)

Энергетическая зависимость относительно энергии 662 кэВ (137Cs): ±35% (15 — 60 кэВ) ±25% (60 кэВ — 3 МэВ) ±50% (3 — 10 МэВ)

Время отклика при изменении мощности дозы от 0,1 до 1 мкЗв/ч: менее 2 с

Типовая чувствительность к гамма-излучению 137Cs: 70 (имп·с-1)/(мкЗв·ч-1)

Габаритные размеры / масса: 233x85x67 мм / 0,9 кг

Внешний вид и характеристики могут быть изменены.

Подробную информацию смотрите в рекламном проспекте.

Приборы внесены в Госреестры средств измерений:

Скачать краткий каталог продукции

Дозиметр радиометр СРП-88Н

Прибор геологоразведочный сцинтилляционный СРП-88Н

Также этот прибор может называться: СРП88Н, СРП 88Н, srp-88n, srp88n, srp 88n.

 

СРП-88Н прибор геологоразведочный сцинтилляционный предназначен для косвенных измерений радиоактивности горных пород и руд по гамма-излучению при радиометрической съемке местности.

 

Приборы СРП-88Н представляют собой носимый радиометр гамма-излучения.

 

Технические характеристики СРП-88Н:

 

Начальный энергетический порог регистрации — не более 50 кэВ.

Пределы допускаемой относительной основной погрешности измерения потока гамма-излучения — ±10%.

Диапазон измерений потока гамма-излучения — от 10 с^-1 до 30 000 с^-1.

Время установления рабочего режима — 1 мин.

Допустимое время непрерывной работы — 8 ч.

Нестабильность показаний СРП-88Н в течение 5 дней работы по 8 ч ежедневно — не более ±5%.

 

Анизотропия блоков детектирования в плоскости оси:

— блока детектирования БДПГ-22Н — 0,35;

— блока детектирования БДПГ-23Н — 0,7.

Уровень собственного фона прибора — 10 с^-1.

Комплект питания дозиметра СРП-88Н включает — четыре элемента А-343.

Время работы от одного комплекта элементов А-343 — 100 ч.

Дополнительная погрешность от изменения напряжения питания от 6,2 В до 3,5 В — не более ±2%.

Длина кабеля блока детектирования радиометра СРП-88Н — не менее 1,5 м.

Прибор без нарушения работоспособности выдерживает кратковременное, в течение 30 с облучение с мощностью экспозиционной дозы — 1 Р/ч.

Назначенный срок службы прибора — не менее 8 лет.

Наработка прибора на отказ — 5000 ч.

Мощность, при напряжении питания +5 В — не более 180 мВт.

В состав СРП-88Н входят:

— блок детектирования, преобразующей кванты гамма-излучения в электрические импульсы;

— пульт универсального цифрового измерителя средней частоты импульсов.

Исполнение дозиметров СРП-88Н — виброустойчивое; ударопрочное; герметичное.

Габаритные размеры кристаллов йодистого натрия, которые используются в качестве детекторов:

— высота — 40 мм;

— диаметр — 25 мм.

Габаритные размеры:

— пульта УИК-01Н — 201×100×85 мм;

— блока детектирования — 50×191×430 мм.

Масса рабочего комплекта — не более 2,2 кг.

Масса в укладочном ящике — не более 6,5 кг.

Сцинтилляционная дозиметрия — Справочник химика 21

    Сцинтилляционные дозиметры для измерения мощности экспозиционной дозы рентгеновского и 7-из-лучений [c.200]

    Тис сен М. Ю. Сцинтилляционный 4 Я-счетчик с кристаллами стильбена для абсолютных измерений -активности. В сб. Получение изотопов. Мощные гамма-установки. Радиометрия и дозиметрия . Изд-во АН СССР, М., 1958. [c.259]

    Сцинтилляционный носимый дозиметр для измерения средней мощности экспозиционной дозы непрерывного и импульсного рентгеновского и у-излу-чений [c.200]

    Дозиметрический контроль. Для профилактики поражений от действия ионизирующих излучений на предприятиях организуют систематический дозиметрический контроль. Характер и организация дозиметрического контроля зависят от вида выполняемой работы. Ионизирующие излучения регистрируют различными методами ионизационным, сцинтилляционным, фотографическим, химическим. Наиболее часто применяют ионизационный метод, использующий способность источников к ионизации сред. На основе ионизационного метода регистрации работают переносные и стационарные радиометры и дозиметры. Радиометрами контролируют уровень чистоты рук, одежды и тела работающих и рабочих поверхностей. Дозиметрами определяют дозу или мощность дозы облучения в рентгенах или бэрах. Результаты дозиметрического контроля записывают в специальные [c.93]

    Методы обнаружения радиоактивности обычно основываются на иревращении энергии излучения в энергию ионизации или возбуждения. Диссоциация молекул на продукты, которые легко определяются и измеряются химическим путем, имеет значение при химической дозиметрии мощных радиационных полей, но не имеет существенного значения при измерении обычной радиоактивности. О Келли [3] дал следующую классификацию приборов для обнаружения радиоактивности сцинтилляционные счетчики, ионизационные камеры, полупроводниковые детекторы изл) чения и счетчики газового усиления. В кратком обсуждении методов обнаружения и измерения радиоактивности, приведенном ниже, мы будем придерживаться этой классификации. [c.47]

    Сцинтилляционный счетчик. Излучения, выделяемые радиоактивными веществами, можно также измерять фотографическим способом и посредством сцинтилляций —вспышек света, производимых при падении излучений на различные кристаллические материалы. В настоящее время фотографический метод не употребляется для количественных исследований его применяют в некоторых типах дозиметров, предназначаемых для лиц, подвергающихся вредному облучению. [c.329]

    Снова подготавливают 4 пробирки растворов полония с различной его валентностью. Во все 4 пробирки добавляют по 1 мл н-гек-силового спирта и встряхивают содержимое в течение 3—5 мин. Фазы разделяют с помощью пипетки, растворы осторожно выпаривают в стеклянных чашечках при температуре 60—70° С. Образцы для измерения вынимают из бокса. Перчатки и руки проверяют на а-дозиметре ( ). Измеряют радиоактивность полония на а-сцинтилляционном счетчике. [c.363]

    Низкие мощности экспозиционной дозы, порядка нескольких миллирентген в час, определяют с помощью портативных приборов, основанных на измерении ионизации (ионизационных камер, счетчиков Гейгера, сцинтилляционных счетчиков). Эти приборы имеют несколько рабочих диапазонов 0—0,2 м.р1ч 0—25 мр ч-, 0—10 р1ч О—500 р ч. Некоторые типы таких приборов имеют очень малые размеры карманные дозиметры). [c.109]

    В приборах автоматического контроля и регулирования технологических процессов используют главным образом ионизационные камеры, газоразрядные и сцинтилляционные счетчики перспективными, по-видимому, являются и кристаллические счетчики. Поэтому в настоящей главе будут рассмотрены принцип действия и характеристика детекторов именно этих типов. Описание других методов регистрации, применяемых в дозиметрии, а также при проведении определенных исследовательских работ, можно найти в рекомендованной литературе (стр. 84 и сл.). [c.43]

    Сцинтилляционный метод. Световой выход ряда веществ (сцинтилляторов) линейно зависит от поглощенной дозы в достаточно широком диапазоне доз. Такие вещества в сочетании с фотоэлектронным умножителем используют в качестве дозиметров. В каж-Д01 1 случае стараются максимально приблизить химический состав вещества-поглотителя и сцинтиллятора, т. е. сделать его ткане- эквивалентным . [c.18]

    Дозиметр у-излучения ЕЬ-1101 Измерение мощности эквивалентной и экспозиционной доз у-излучения, средней энергии спектра у-излучения. Диапазон энергий у-излучения, МэВ — 0,04-3,0. Диапазон измерения мощности эквивалентной дозы, мкЗв/ч — 0,05-100 мощности экспозиционной дозы, мР/ч — 0,005-100. В приборе используется сцинтилляционный БД с кристаллом Na(Tl) размером 25 X 16 мм. Масса дозиметра — 3 кг. Изотоп , НПП Доза  [c.331]

    Дозиметр ДКС-90 Измерение мощности эквивалентной дозы и эквивалентной дозы у-излучения в диапазоне энергий от 0,015 до 10 МэВ. Выносной сцинтилляционный БД. Диапазон энергий у-излучения, МэВ — 0,015-10,0. Диапазон измерения МЭД — 0,10-10 мкЗв/ч и ЭД-1 — 10 мкЗв. Масса — 2,6 кг Изотоп -М [c.332]

    Дозиметры у-излучения со сцинтилляционными детекторами в Госреестре представлены приборами ДКС-96Г, ДКС-90У и -90Н, приборами серии ЕЬ (ЕЬ-1119,-1117). [c.338]

    Дозиметры на основе жидкого сцинтиллятора (бензол-Ьактиватор или толуол-1-активатор) предназначены для измерения дозы облучения в интервале 10 —10 Дж/кг по уменьшению светового выхода в результате облучения. Световой выход определяют с помощью стандартной сцинтилляционной аппаратуры в токовом или счетном режиме [340]. Показания дозиметра не зависят от температуры облучения в диапазоне 35—65° С. К недостатку дозиметра следует отнести зависимость светового выхода от концентрации кислорода, что требует специальной градуировки системы при отсутствии или недостатке кислорода в среде. [c.243]

    Во все пробирки добавляют по 0,1 г ТеОг, растворяют ее и затем по каплям добавляют насыщенный раствор ЫН4С1 до полного осаждения (К Н4)2ТеС1б. Осадки центрифугируют. Из каждой пробирки отбирают по 0,5 мл прозрачного раствора и переносят в стандартные стеклянные чащечки. Выпаривают растворы при температуре 60—70° С. Образцы для измерения вынимают из бокса. Перчатки и руки проверяют на а-дозиметре ( ). Измеряют активность полученных препаратов на а-сцинтилляционном счетчике. [c.363]

    Mo р то н Г. А. Последние достижения в области сцинтилляцион-ных счетчиков. Доклады иностранных ученых на Международной конференции по мирному использованию атомной энергии. Дозиметрия ионизирующих излучений. М., Гостехиздат, 1956, 132—167. [c.95]

    В чем заключаются преимущества сцинтилляцион-ных дозиметров перед другими типами  [c.28]

    Для измерения дозы, накопленной за некоторый промежуток времени (рабочий день, неделю, месяц), используются индивидуальные дозиметры сцинтилляционные (ИКС) и фотографические (ИФК, ИФКУ). [c.374]

    Физические методы дозиметрии достаточно разнообразны. К ним относятся калориметрические, ионизационные, люминесцентные (сцинтилляционные), радиотермолюминесцентные, хе-милюминесцентные, оптические, активационные и др. Калориметрические методы обычно используются для калибровки других дозиметров, а также для определения энергии в потоках излучений нескольких видов ионизационные — для индикации излучения и определения дозного поля в протяженных объектах различные варианты оптических (по появлению или исчезновению окраски) и люминесцентных методов используют для нахождения доз в отдельных точках и для снятия дозного поля активационные методы применяют для определений дозы потока нейтронов. [c.323]

---

Дозиметр ДКГ-09Д «ЧИЖ» с сцинтилляционным детектором

Высокочувствительный дозиметр гамма и рентгеновского излучения на основе сцинтилляционного детектора CsI(Tl).

Характеристики Дозиметра ДКГ-09Д «ЧИЖ» (PDF) — Русская Версия

Описание Дозиметра ДКГ-09Д «ЧИЖ» (PDF) — Русская Версия

 

Назначение:

Дозиметр гамма-излучения ДКГ-09Д «Чиж» относится к категории носимых дозиметров (portable, hand-held) и предназначен для оперативного контроля радиационной обстановки.

Область применения:

• Гамма-съемка местности;
• Специальная оценка условий труда (СОУТ) на рабочих местах;
• Радиационный контроль металлолома, отходов на полигонах ТБО, товаров на СВХ, участках под строительство и т.д.;
• Поиск источников излучения при проведении радиационной разведки

Особенности:

• высокая чувствительность: время измерения фона с погрешностью 30% — 5 секунд
• цветной OLED-дисплей
• работа при температурах до -40 °C
• режим поиска
• связь с ПЭВМ по кабелю USB
• запись параметров измерения в память
• два режима звуковой сигнализации
• тип детектора: сцинтилляционный с Si-ФЭУ 

Технические характеристики:

Диапазон энергий регистрируемого фотонного излучения	0,05 ÷ 3 МэВ
Диапазон измерений:
	0,1 мкЗв/ч ÷ 50 мЗв/ч
	0,1 ÷ 1·10Е7 мкЗв
Пределы допускаемой основной относительной погрешности измерений МАЭД и АЭД фотонного излучения:
МАЭД в диапазоне от 0,1 до 0,5 мкЗв/ч	±15 %
МАЭД в диапазоне от 0,5 мкЗв/ч до 50 мЗв/ч	±12 %
Чувствительность	25 (имп./с)/(мкЗв/ч)
Время отклика дозиметра на изменение МАЭД в десять и более раз:
в диапазоне МАЭД от 0,1 мкЗв/ч до 10 мЗв/ч	не более 10 с
в диапазоне МАЭД от 10 мЗв/ч до 50 мЗв/ч	не более 2 с
Объем архива	9999 измерений
Питание дозиметра	3 батареи типа ААА
Степень защиты	IP65
Диапазон рабочих температур	минус 40 ÷ +50 °C
Масса (включая элементы питания)	не более 0,2 кг
Габаритные размеры	69х33,5х123 мм

65059-16: МКД-04 Дозиметры многоканальные клинические

Назначение

Дозиметры многоканальные клинические МКД-04 (далее — дозиметры) предназначены для измерений мощности поглощенной дозы и поглощенной дозы в воде фотонного излучения.

Описание

Конструктивно дозиметры состоят из основных частей — сцинтилляционного блока детектирования ионизирующего излучения (далее — БД), блока регистрации и обработки информации (далее — БРОИ), соединяемых между собой кабелями, и программного обеспечения «Медицинский дозиметр», устанавливаемого на персональный компьютер с операционной системой Widows XP/Vista/7/8, подключенного при помощи интерфейса Ethernet к БРОИ. БД выполнен в виде выносного зонда, представляющего собой сцинтилляционный детектор, размещенный в герметичном водонепроницаемом корпусе, и соединенный с БРОИ с помощью многожильного электрического кабеля. Возможно присоединение к БРОИ двух независимых каналов БД одновременно.

Чувствительным к ионизирующему излучению элементом детектора является сцинтилля-ционное волокно, к одному торцу которого приклеено зеркало, а к другому торцу — транспортное прозрачное волокно того же диаметра. Сцинтилляционный свет проходит по волокнам и регистрируется на дальнем конце фотоприемником, в качестве которого используется кремниевый фотоэлектронный умножитель SiPM. Для учета и последующего вычитания черенковского света, возбуждаемого в световоде, в корпусе детектора уложено еще одно прозрачное волокно того же размера. Для считывания сигнала с этого волокна используется отдельный SiPM. Кроме того, в корпусе рядом с фотоприемниками находится датчик температуры, используемый для программной коррекции коэффициента усиления SiPM.

Усиленный ток фотоприемников по соединительному кабелю поступает на вход БРОИ. Плата преобразования сигнала, собранная по классической схеме преобразователя ток — напряжение, включает в себя АЦП и производит обработку результатов измерений, а также передает информацию об измеряемой величине через сетевой модуль ввода-вывода при помощи интерфейса Ethernet в ПК.

Программное обеспечение

Программное обеспечение (далее — ПО) «Медицинский дозиметр» реализует следующие функции: режим авторизации; обработки, отображения и сохранения данных; просмотра ранее сохраненных данных; отображения состояния оборудования; отображения и редактирования параметров детекторов.

Идентификационные данные ПО приведены в таблице 1. Таблица 1

Идентификационные данные (признаки)	Значение
Идентификационное наименование ПО	«Медицинский дозиметр»
Номер версии (идентификационный номер) ПО	1.0.7
Цифровой идентификатор ПО (контрольная сумма исполняемого модуля)	AB0D6275
Алгоритм вычисления идентификатора ПО	CRC32

Защита ПО от непреднамеренных и преднамеренных изменений соответствует уровню «средний» по Р 50.2.077-2014.

Технические характеристики

Метрологические и технические характеристики дозиметров приведены в таблице 2. Таблица 2

Наименование характеристики	Значение характеристики
Диапазон измерений мощности поглощенной дозы в воде для энергии излучения нуклида 60Со, мГр/мин	от 10 до 5103
Диапазон измерений поглощенной дозы в воде для энергии излучения 60^ т-> нуклида Со, 1р	от 0,01 до 1103
Пределы допускаемой относительной погрешности измерений мощности поглощенной дозы в воде и поглощенной дозы в воде для энергии излучения нуклида 60Со, %	±4,0
Анизотропия чувствительности при вращении детектора вокруг продольной оси (в диапазоне углов падения излучения от 0 до 360°) и при вращении детектора вокруг оси перпендикулярной продольной оси детектора (в диапазоне углов от 0 до 180°), %, не более	±0,5
Время непрерывной работы, ч, не менее	8
Нестабильность показаний дозиметра за время непрерывной работы, %	±1,0
Параметры питания от сети переменного тока: —    напряжение, В —    частота, Гц	от 85 до 242 от 47 до 53
Потребляемая мощность, В • А, не более	20
Время установления рабочего режима, мин, не более	15
Г абаритные размеры БРОИ, длина х ширина х высота , мм, не более:	260 х 220 х 70
Г абаритные размеры БД, диаметр х длина , мм, не более	30 х 700
Масса (без соединительного кабеля), кг, не более	1,7
Средняя наработка на отказ, ч	5000
Средний срок службы, лет	5
Рабочие условия эксплуатации: —    температура окружающего воздуха, °С —    относительная влажность окружающего воздуха при температуре 30 °C, %, не более —    атмосферное давление, кПа	от 17 до 27 75 от 84 до 106,7

Знак утверждения типа

наносится методом компьютерной графики на титульный лист документа «Дозиметр многоканальный клинический МКД-04. Руководство по эксплуатации ВШЛК.418263.001РЭ» и на корпус в виде специальной наклейки.

Комплектность

Комплект поставки приведен в таблице 3. Таблица 3

Обозначение	Наименование	Количество	Примечание
ВШЛК.418263.001	Дозиметр многоканальный клинический МКД-04 в составе:
ВШЛК.418223.001	Блок детектирования	1	*
	Кабель сетевой	1
ВШЛК.746611.002	Кабель соединительный	1	* ** 5
	Программное обеспечение «Медицинский дозиметр»	1
ВШЛК.418263.001РЭ	Дозиметр многоканальный клинический МКД-04. Руководство по эксплуатации	1
Примечания: * — Количество в зависимости от заказа на поставку; ** — В зависимости от заказа поставляется кабель длиной 10 м или 20 м.

Поверка

осуществляется в соответствии с разделом 11 документа ВШЛК.418263.001РЭ «Дозиметр многоканальный клинический МКД-04. Руководство по эксплуатации», утвержденным ФГУП «ВНИИФТРИ» 25 января 2016 г.

Основные средства поверки:

— государственный первичный эталон единиц поглощенной дозы и мощности поглощенной дозы фотонного и электронного излучений ГЭТ 38-2011, диапазон измерений от 6,010 до 4,5-10 Гр/мин, пределы допускаемой относительной погрешности измерений ±1%.

Знак поверки наносится на свидетельство о поверке в виде наклейки или оттиска повери-тельного клейма.

Сведения о методах измерений

Дозиметр многоканальный клинический МКД-04. Руководство по эксплуатации ВШЛК.418263.001РЭ.

Нормативные документы

ГОСТ 8.070-2014 Государственная система обеспечения единства измерений. Государственная поверочная схема для средств измерений поглощенной и эквивалентной доз и мощности поглощенной и эквивалентной доз фотонного и электронного излучений

ГОСТ 27451-87 Средства измерений ионизирующих излучений. Общие технические условия

ВШЛК.418263.001ТУ Многоканальный клинический дозиметр МКД-04. Технические условия

4. Сцинтилляционный метод дозиметрии.

Схема сцинтилляционного дозиметра состоит и сцинтиллятора, световода, фотоэлектронного умножителя (ФЭУ) и электронной регистрирующей системы. Излучение, взаимодействуя с веществом сцинтиллятора, вызывает образование в нём электронов, которые возбуждают атомы сцинтиллятора. Переход возбуждённых атомов в основное состояние сопровождается излучением фотонов. Свет через световод попадает на фотокатод ФЭУ. В ходе фотоэффекта из фотокатода выбиваются фотоэлектроны, которые размножаются на динодной системе ФЭУ, и усиленный таким образом электронный ток попадает на анод ФЭУ. Каждому электрону, поглощённому в сцинтилляторе, соответствует импульс тока в анодной цепи ФЭУ. Измерению может подлежать как среднее значение анодного тока (токовый режим), так и число импульсов тока в единицу времени (счётчиковый режим сцинтилляционного дозиметра). Ток в сцинтилляционном дозиметре соответствует поглощённой энергии излучения, а скорость счёта – плотности потока частиц.

Используются неорганические, например, NaI, и органические, например, стильбен, сцинтилляторы. По световыходу и постоянству конверсионной эффективности неорганические сцинтилляторы имеют преимущество перед органическими. Однако, в дозиметрии важную роль играет эффективный атомный номер вещества сцинтиллятора (Z_эфф), и, с точки зрения тканеэквивалентности, преимущества остаются за органическими сцинтилляторами. Кроме этого у органических сцинтилляторов меньшее время высвечивания.

При работе в режиме счёта импульсов сцинтилляционный дозиметр примерно на порядок чувствительнее газоразрядного счётчика. В токовом режиме величина тока в анодной цепи ФЭУ равна

,

где g– число фотоэлектронов в расчёте на один испущенный фотон,M– коэффициент усиления ФЭУ (достигает 10⁶),V– объём иh– толщина сцинтиллятора, ν_zи ν_в– линейные коэффициенты передачи энергии излучения в веществе сцинтиллятора и в воздухе, τ_z– линейный коэффициент ослабления падающего излучения в сцинтилляторе,P_эксп– мощность экспозиционной дозы,-средний расход энергии на образование одного сцинтилляционного фотона.

Определив мощность экспозиционной дозы, рассчитывают экспозиционную дозу за некоторый интервал времени .

Сцинтилляционные детекторы излучений характеризуются высокой эффективностью регистрации проникающих излучений, малым временем высвечивания сцинтилляторов, обеспечивающим малое «мёртвое» время счётчиков, высокой временной и энергетической разрешающей способностью. Эти качества сцинтилляционных детекторов обуславливают их широкое использование для спектрометрии излучений (используется пропорциональность между амплитудой импульса и энергией частицы).

5. Калориметрический метод дозиметрии.

При сообщении термоизолированному телу теплоты (ΔQ) его температура (T) увеличится на некоторую величинуT

Q=c∙m∙T,

где m– масса вещества калориметрического детектора,c– его удельная теплоёмкость.

При поглощении ионизирующего излучения вся энергия в конечном счёте превращается в тепло. Учитывая энергетический эквивалент рентгена, равный 8,8∙10^-6Дж на 1 г воздуха при нормальных условиях, получим для энергииE_z, поглощённой за времяt

,

где S– сечение иh– высота цилиндрического калориметрического детектора, масса которого равнаm=_z∙S∙h; _z– плотность вещества детектора,_z– линейный коэффициент ослабления излучения в веществе детектора,_z– линейный коэффициент передачи энергии излучения веществу калориметрического детектора,_mв– массовый коэффициент передачи энергии излучения в воздухе,_mв=_в /.

Из этого выражения, учитывая, что и, получаем соотношение междуTиD_эксп,

в котором _mz=_z /_z.

Малые изменения Tи другие экспериментальные трудности ограничивают применение этого метода. Но он является прямым, абсолютным методом дозиметрии, т.к. основан на непосредственном измерении поглощённой энергии в отличие от других методов, в которых измеряется косвенный эффект действия радиации (ионизация и т.п.). Этот метод используют для калибровки других дозиметров в области больших доз излучения. Данный метод используется также для дозиметрии излучений радиоактивных веществ. Количество теплоты, соответствующее полному поглощению энергии излучения радиоактивного препарата, пропорционально его активности (A)

,

где E_ , E_ , E_– энергии-,- и-излучений соответственно,_ ,_ ,_– доли энергии, поглощённой в калориметрическом детекторе от этих видов излучения (если оно представляет их смесь).

Недостатком метода является его относительно невысокая чувствительность.

Сцинтилляторная дозиметрия синхротронных микропучков с высоким пространственным разрешением

1.

Hadsell, M. et al . Компактная система лучевой терапии с микропучками первого поколения на основе рентгеновской технологии на основе углеродных нанотрубок. Письма по прикладной физике 103 , 183505 (2013).

ADS CAS Статья Google ученый

2.

Эггл, Э. и др. . Мюнхенский компактный источник света: начальные показатели эффективности. Журнал синхротронного излучения 23 , 1137–1142 (2016).

Артикул Google ученый

3.

Chen, M. et al . Перестраиваемое синхротронное излучение плазменных каналов сантиметрового масштаба. Light-Science & Applications 5 , e16015 (2016).

Артикул Google ученый

4.

Бравин А., Олько П., Schueltke, E. & Wilkens, J. J. Действие SYRA3 COST — лучевая терапия с использованием микропучков: корни и перспективы. Physica Medica 31 , 561–563 (2015).

Артикул Google ученый

5.

Гротцер, М.А., Шуэльтке, Э., Бройер-Криш, Э. и Лайссю, Дж. А. Лучевая терапия с использованием микропучков: клинические перспективы. Physica Medica 31 , 564–567 (2015).

CAS Статья Google ученый

6.

Буше, А. и др. . Преимущественное влияние лучевой терапии синхротронным микролучевым излучением на сосудистые сети интрацеребральной 9l глиосаркомы. Международный журнал радиационной онкологии, биологии, физики 78 , 1503–1512 (2010).

Артикул Google ученый

7.

Буше, А. и др. . Синхротронное усиление рентгеновского излучения в режиме лучевой терапии с помощью микропучка улучшает контроль глиомы после обычных рентгеновских фракций. Международный журнал радиационной онкологии, биологии, физики 96 , E94 – E95 (2016).

Артикул Google ученый

8.

Brauer-Krisch, E. et al. . Воздействие импульсных, пространственно-фракционированных, микроскопических синхротронных рентгеновских лучей на нормальную и опухолевую ткань головного мозга. Mutation Research — Обзоры в исследованиях мутаций 704 , 160–166 (2010).

CAS Статья Google ученый

9.

Бронниманн, Д. и др. . Облучение синхротронным микропучком вызывает инфильтрацию нейтрофилов, прикрепление тромбоцитов и избирательное повреждение сосудов in vivo . Научные отчеты 6 , 33601 (2016).

10.

Кросби, Дж. К. и др. . Ответ опухолевых клеток на лучевую терапию синхротронным микролучевым излучением заметно отличается от клеток в нормальных тканях. Международный журнал радиационной онкологии, биологии, физики 77 , 886–894 (2010).

CAS Статья Google ученый

11.

Арчер, Дж. и др. . Синхротронная рентгеновская дозиметрия микропучка с использованием сцинтилляционного волоконно-оптического дозиметра с разрешением 20 мкм. Журнал синхротронного излучения 25 , 826–832 (2018).

CAS Статья Google ученый

12.

Bartzsch, S., Lott, J., Welsch, K., Brauer-Krisch, E.& Oelfke, U. Пленочная дозиметрия с микрометрическим разрешением с использованием микроскопа в лучевой терапии микропучками. Медицинская физика 42 , 4069–4079 (2015).

ADS CAS Статья Google ученый

13.

Розенфельд, А. и др. . MOSFET-дозиметрия рентгеновского микропучка. Транзакции IEEE по ядерной науке 46 , 1774–1780 (1999).

ADS CAS Статья Google ученый

14.

Петасекка, М. и др. . X-tream: новая дозиметрическая система для синхротронной микропучковой лучевой терапии. Journal of Instrumentation 7 , P07022 (2012).

ADS Статья Google ученый

15.

Fournier, P. et al . Обеспечение качества рентгеновского излучения в синхротронной рентгеновской микролучевой терапии. Журнал синхротронного излучения 23 , 1180–1190 (2016).

CAS Статья Google ученый

16.

Дэвис, Дж. А. и др. . Характеристика и оценка стрип-детектора pnp для синхротронной микропучковой лучевой терапии. Biomedical Physics & Engineering Express 4 , 044002 (2018).

Артикул Google ученый

17.

Ливингстон, Дж., Стивенсон, А. У., Батлер, Д.J., Hausermann, D. & Adam, J.-F. Характеристика синтетического монокристаллического алмазного детектора для дозиметрии в пространственно-фракционированных синхротронных рентгеновских полях. Медицинская физика 43 , 4283–4293 (2016).

ADS Статья Google ученый

18.

Беддар, А. С., Маки, Т. Р. и Аттикс, Ф. Х. Водоэквивалентные пластиковые сцинтилляционные детекторы для дозиметрии пучка высоких энергий: 1. Физические характеристики и теоретические соображения. Физика в медицине и биологии 37 , 1883–1900 (1992).

ADS CAS Статья Google ученый

19.

Арчер, Дж. и др. . Волоконно-оптические дозиметры высокого разрешения для микролучевой лучевой терапии. Медицинская физика 44 , 1965–1968 (2017).

ADS CAS Статья Google ученый

20.

Болье, Л. и Беддар, С. Обзор пластической и жидкостной сцинтилляционной дозиметрии для фотонной, электронной и протонной терапии. Физика в медицине и биологии 61 , R305 (2016).

ADS CAS Статья Google ученый

21.

Justus, B. L. et al. . Стробируемый детектор с оптоволоконной связью для in vivo дозиметрии излучения в реальном времени. заявл. Опт. 43 , 1663–1668 (2004).

ADS CAS Статья Google ученый

22.

Pittet, P. et al. . Подавление фона волокна и компенсация избыточного отклика кристалла для дозиметрии in vivo на основе gan. Physica Medica: Европейский журнал медицинской физики 29 , 487–492 (2013).

CAS Статья Google ученый

23.

Veronese, I. и др. . Инфракрасная люминесценция для обнаружения ионизирующего излучения в реальном времени. Письма по прикладной физике 105 , 061103 (2014).

ADS Статья Google ученый

24.

Veronese, I. et al. . Дозиметрия в реальном времени с помощью оптических волокон из диоксида кремния, легированного Yb. Физика в медицине и биологии 62 , 4218 (2017).

ADS CAS Статья Google ученый

25.

Белли, М. Д. и др. . Волоконно-оптический детектор для дозиметрии микропланарного рентгеновского пучка в реальном времени. Медицинская физика 42 , 1966–1972 (2015).

ADS Статья Google ученый

26.

Беддар А. С., Маки Т. и Аттикс Ф. Х. Водоэквивалентные пластиковые сцинтилляционные детекторы для дозиметрии пучка высоких энергий: 2. Свойства и измерения. Физика в медицине и биологии 37 , 1901–1913 (1992).

ADS CAS Статья Google ученый

27.

Кристаллы Сен-Гобен. Пластиковые сцинтилляторы премиум-класса BC-400, BC-404, BC-408, BC-412, BC-416, https://www.crystals.saint-gobain.com/sites/imdf.crystals.com/files/documents/bc400 -404-408-412-416-data-sheet.pdf (посещение 05.12.2018).

28.

Okada, G. et al. . Измерение с пространственным разрешением высоких доз в лучевой терапии микропучками с использованием фторофосфатных стекол, легированных самарием. Письма по прикладной физике 99 , 121105 (2011).

ADS Статья Google ученый

29.

Therriault-Proulx, F., Beaulieu, L., Archambault, L. & Beddar, S. О природе света, производимого в оптических световодах pmma в сцинтилляционной волоконно-оптической дозиметрии. Физика в медицине и биологии 58 , 2073–2084 (2013).

ADS Статья Google ученый

30.

Новотны Р. Радиолюминесценция некоторых световодов. Физика в медицине и биологии 52 , N67 (2007).

ADS CAS Статья Google ученый

31.

Арчер, Дж. и др. . Измерения микропучков рентгеновских лучей с помощью сцинтилляционного оптоволоконного дозиметра высокого разрешения. Научные отчеты 7 , 12450 (2017).

ADS Статья Google ученый

32.

sensL. Модули фотоумножителей Minism, http://www.sensl.com/downloads/ds/DS-MiniSM.pdf.

33.

Стивенсон, А. В. и др. . Количественная характеристика рентгеновского луча на Австралийской лаборатории синхротронной визуализации и медицинского луча (IMBL). Журнал синхротронного излучения 24 , 110–141 (2017).

CAS Статья Google ученый

34.

Fournier, P. et al .Рентгеновская дозиметрия очень ярких рентгеновских микропучков в корпусе МРТ австралийского синхротрона. Radiation Measurements 106 , 405–411 (2017).

ADS CAS Статья Google ученый

Сцинтилляционная дозиметрия — 1-е издание — Сэм Беддар

Сэм Беддар , доктор философии, штатный профессор отделения радиационной онкологии Техасского университета (Юта), онкологический центр Андерсона, Хьюстон, США; профессор, являющийся сотрудником Департамента физики, Génie Physique et Optique, Университет Лаваля, Квебек, Квебек, Канада; и адъюнкт-профессор кафедры медицинской физики Медицинской школы Университета Висконсина, Мэдисон, Висконсин, США.Он также является руководителем клинических исследований и начальником службы желудочно-кишечного тракта в отделении радиационной физики онкологического центра UT MD Anderson. Его исследовательские интересы включают сцинтилляционную дозиметрию, интраоперационную лучевую терапию, четырехмерную компьютерную томографию, методы четырехмерной магнитно-резонансной томографии для лучевой терапии и оперативную гамма-визуализацию для протонной терапии. Он был наставником для многих аспирантов, докторантов и клинических ординаторов.Д-р Беддар опубликовал более 140 научных работ и глав в книгах, а также выступал в качестве рецензента в группах по обзору исследовательских секций Национального института здоровья (NIH). Доктор Беддар был главным исследователем, соисследователем и / или руководителем проекта по грантам NIH R01, SBIR фазы I, SBIR II, P01, R21, R43, R44 и T32, а также по многочисленным промышленным грантам. Он работал младшим редактором журнала Medical Physics , редактором раздела журнала Journal of Applied Clinical Medical Physics и рецензентом многих научных журналов, включая Международный журнал радиационной онкологии, биологии, физики и Physics. в медицине и биологии .

Люк Болье , доктор философии, профессор кафедры физики и директор программы медицинской физики в Университете Лаваль, Квебек, Квебек, Канада (входит в 10 ведущих исследовательских университетов Канады), а также медицинским специалистом. физик и руководитель исследовательской группы медицинской физики в отделении радиационной онкологии, Госпитальный университет Квебека, Квебек, Канада. Он является лауреатом множества наград и организовал множество международных конференций.Доктор Болье был автором или соавтором более 185 статей, опубликованных в реферируемых журналах. Он занимал пост президента Канадской организации медицинских физиков и является активным членом Американской ассоциации физиков в медицине, Американского общества терапевтической радиологии и онкологии, Европейского общества лучевой терапии и онкологии и Американского общества брахитерапии. Научные интересы доктора Болье включают брахитерапию под визуальным контролем, методы расчета дозы Монте-Карло и разработку детекторов.

Сцинтиллятор полиэтиленнафталата: новый детектор для дозиметрии радиоактивных офтальмологических аппликаторов — FullText — глазная онкология и патология 2016, Vol. 2, № 1

Аннотация

Справочная информация: Дозиметрические измерения в небольших радиационных полях с большими градиентами, такие как дозиметрия глазных бляшек с β- или низкоэнергетическими излучателями фотонов, требуют дозиметрически почти водноэквивалентных детекторов с объемами 3 и линейными характеристиками на несколько порядков. .Этим условиям удовлетворяют сцинтилляторы на основе поливинилтолуола. Следовательно, они являются стандартом для таких приложений. Однако они обладают недостатками в отношении определенных свойств материала и их дозиметрического поведения по отношению к фотонам низкой энергии. Цель, материалы и методы: Полиэтиленнафталат, недавно признанный сцинтиллятором, обладает химическими, физическими и основными дозиметрическими свойствами, превосходящими поливинилтолуол. Однако его общая применимость в качестве клинического дозиметра еще не показана.Чтобы доказать эту применимость, были проведены обширные измерения на нескольких клинических источниках фотонного и электронного излучения, от офтальмологических бляшек до линейного ускорителя. Результатов: Для всех исследуемых качеств излучения, охватывающих широкий диапазон мощностей доз, была показана линейность отклика детектора на дозу. Заключение: Полиэтиленнафталат оказался подходящим детекторным материалом для дозиметрии офтальмологических бляшек, включая низкоэнергетические излучатели фотонов и другие малые поля излучения.Благодаря превосходным свойствам он может заменить поливинилтолуол в качестве стандартного сцинтиллятора для таких приложений.

© 2015 S. Karger AG, Базель

---

Введение

Брахитерапия с использованием радиоактивных офтальмологических аппликаторов является эффективным методом лечения опухолей глаза [1,2]. Эти бляшки испускают либо β-излучение, либо фотоны низкой энергии, и результирующие поля излучения характеризуются резким падением дозы в пределах нескольких миллиметров.Следовательно, дозиметрия, необходимая для обеспечения качества и разработки новых бляшек, по-прежнему является проблемой и требует опыта и соответствующих систем обнаружения.

Для дозиметрических задач в больнице вода обычно является эталонной средой, а измерения проводятся в воде или в водоэквивалентном фантомном материале. Таким образом, материал детектора с плотностью и атомным составом, максимально приближенным к плотности воды, может быть предпочтительным выбором, поскольку он сводит к минимуму возмущение поля излучения во время процесса измерения.Это свойство особенно полезно при измерении ситуаций с большими градиентами дозы или без вторичного электронного равновесия — предварительное условие, необходимое для использования полостных детекторов, таких как ионизационные камеры [3]. Примерами таких особых и часто проблематичных условий измерения являются поля излучения глазных бляшек, как упоминалось ранее, и поля фотонного и электронного излучения клинического линейного ускорителя (LINAC) с размерами около 40 мм или меньше, например, в случае лечения ретинобластомы. .В таких ситуациях объем детектора составляет 1 мм ³ или меньше, чтобы обеспечить достаточное пространственное разрешение. Пластиковые сцинтилляторы удовлетворяют этим требованиям и поэтому десятилетиями используются в широком диапазоне дозиметрии электронного и фотонного излучения с различной геометрией измерения [4,5,6,7,8,9,10,11,12,13, 14,15,16,17,18,19]. Кроме того, они позволяют прямое считывание сигнала, пропорционального мощности дозы на четыре порядка величины, и могут использоваться в качестве сканирующих детекторов в трехмерном водном фантоме [6,19,20,21].В отличие от дозиметрических измерений с помощью радиохромных пленок или термолюминесцентных дозиметров, полное распределение дозы офтальмологической бляшки можно измерить с помощью сцинтилляционного дозиметра в рамках одной процедуры измерения, то есть одного сканирования по всей исследуемой области, без какой-либо повторной калибровки детекторной системы. . Благодаря этим характеристикам, дозиметрические системы с пластиковыми сцинтилляторами сегодня являются стандартом для дозиметрии глазных бляшек [6,19,20,21,22,23], несмотря на то, что они обычно должны изготавливаться самими пользователями, поскольку ни один коммерческий поставщик не предлагает такие системы из-за небольшого рынка.

Сцинтилляционная дозиметрическая система обычно состоит из самого сцинтиллятора, подходящей световодной трубки для передачи излучаемого сцинтилляционного света и фотоумножителя или фотодиода, считываемого амперометром для определения интенсивности света. Черенковское излучение, то есть свет, генерируемый (вторичными) электронами в световодной трубке, вносит значительный вклад в общий уровень сигнала и должен учитываться в большинстве измерительных ситуаций.Для решения этой проблемы были представлены сложные решения [6,12,19,24,25,26,27,28,29].

Сцинтилляционный поливинилтолуол (PVT), излучающий ультрафиолетовое излучение, до сих пор был наиболее часто используемым основным материалом для сцинтилляционных дозиметров. Добавленные устройства сдвига длины волны, такие как POPOP и п-терфенил, приводят к излучению света пластиковым сцинтиллятором в видимой области спектра. Например, широко используемый тип BC-400 имеет максимум излучения на длине волны 423 нм в синем диапазоне света [30].

В отличие от PVT, полиэтиленнафталат (PEN) — это недавно открытый сцинтиллятор, который не содержит устройства сдвига длины волны, но непосредственно излучает синий свет [31]. Он механически намного более стабилен и термостойок, чем PVT. Следовательно, мы ожидали лучших и более легко достижимых результатов для изготовления очень маленьких дозиметров из этого материала вместо PVT, особенно для дозиметрии малых полей излучения и офтальмологических аппликаторов. Однако важной предпосылкой для этого использования было определение основных дозиметрических свойств PEN и его общего применения в качестве дозиметра для клинических электронных и фотонных пучков.Эта применимость демонстрируется в следующем.

Материалы и методы

PEN представляет собой полиэстер плотностью около 1,35 г / см ³ . Это термопласт с температурой плавления около 270 ° C и улучшенной химической и гидролитической стойкостью по сравнению с PVT. Атомный состав [C ₁₄ H ₁₀ O ₄ ] _n . В 2011 г. он был признан сцинтиллятором с хорошим световыходом [31]. Основные дозиметрические свойства этого материала по отношению к измерениям поглощенной дозы в воде описываются отношениями массового коэффициента поглощения энергии PEN и воды для фотонов, как уже упоминалось ранее, и соотношением массовой тормозной способности для электронов соответственно.Необходимые данные можно получить из NIST [32,33]. Отношения между 10 кэВ и 20 МэВ показаны на рисунке 1. Отношение тормозных способностей масс остается постоянным в пределах нескольких процентов во всем диапазоне энергий, представляющем интерес для дозиметрии. Отношение коэффициента поглощения энергии показывает типичное поведение многих других пластиков: почти постоянное отношение выше 150 кэВ, где преобладает эффект Комптона, и снова лишь незначительные изменения в диапазоне энергий ниже 40 кэВ с преобладающим фотоэлектрическим эффектом. эффект.От 100 кэВ до 40 кэВ соотношение уменьшается в 0,6 раза. Однако для PEN уменьшение меньше, чем для PVT, где значение снижается до 0,4 [33].

Рис. 1

Отношение массового коэффициента поглощения энергии и массовой тормозной способности PEN и воды. Для сравнения также приведено соотношение массового коэффициента поглощения энергии PVT и воды в низкоэнергетическом диапазоне.

Наша программа исследования сцинтиллятора PEN состояла из трех этапов:

1 Сравнение измеренных значений сцинтиллятора и ионизационной камеры в простой измерительной установке для источника дополнительной нагрузки ¹⁹² Ir было выполнено в качестве первой проверки линейность сигнала сцинтиллятора от дозы.

2 Более подробные измерения были выполнены для пучков фотонов и электронов линейного ускорителя (LINAC). Достаточные размеры поля позволили использовать калиброванные стандартные детекторы для дозиметрической процедуры в больнице, то есть ионизационные камеры, в качестве точного эталона.

3 После этих основных исследований мы, наконец, измерили профили дозы по глубине двух офтальмологических бляшек, одна с β-излучателем ¹⁰⁶ Ru / ¹⁰⁶ Rh (BEBIG тип CCB, диаметр 20.2 мм), а другой — с излучателем фотонов низкой энергии ¹²⁵ I, со сцинтиллятором PEN. Поскольку в нашей текущей клинической практике были доступны только аппликаторы с ¹⁰⁶ Ru / ¹⁰⁶ Rh или обоими ¹²⁵ I и ¹⁰⁶ Ru / ¹⁰⁶ Rh, пластина ¹²⁵ I была специально сконструирована для этих измерений. Он был основан на золотом сосуде CCB-формы с 8 семенами (BEBIG типа IsoSeed® I25.S16), все они располагались близко к его центру. В качестве эталонного детектора мы использовали откалиброванную дозиметрическую систему со сцинтиллятором PVT, прослеживаемую до вторичного эталона, предоставленного Немецким национальным метрологическим институтом, Physikalisch-Technische Bundesanstalt.

Для каждой из этих трех установок мы изготовили соответствующий детектор. Сначала мы сформировали цилиндр толщиной 5 мм и диаметром 25 мм из чистого гранулята PEN (Goodfellow GmbH), который нагрели в печи до температуры 275 ° C. Из этого цилиндра пилой по металлу были вырезаны кусочки разных размеров: кусок 5 × 5 × 5 мм ³ для измерения источника ¹⁹² Ir, используемого для постнагрузочной брахитерапии, кусок 1 × 1 × 1 мм ³ для измерений ¹⁰⁶ Ru / ¹⁰⁶ Rh и ¹²⁵ I радиоактивного аппликатора для глаз, а также кусок с площадью основания 5 × 4 мм ² и толщиной 2 мм для измерения фотонных и электронных пучков в клиническом LINAC.После резки детали отполировали с помощью полироли для пластмасс. Эти процедуры были выполнены без проблем, обычно связанных с производством PVT: размягчение из-за нагрева трением, повреждение поверхности из-за механических или химических воздействий и выброс токсичных веществ, таких как толуол.

Цианоакрилатный клей (Sekundenkleber, UHU GmbH) использовался для соединения деталей PEN со световодными трубками из ПММА (Cunz GmbH) диаметром 1 мм. Световодные трубки имели длину 0 мм.5 м (измерения при брахитерапии) и 4 м (измерения LINAC) соответственно. Затем сцинтилляторы были покрыты тонким слоем белой акриловой краски для увеличения светового коэффициента, а затем вместе со смежной частью световодных трубок черной акриловой краской и черной термоусадочной трубкой для достижения света. герметичность системы (рис. 2). Световодные трубки были снабжены светонепроницаемыми оптоволоконными соединителями и подключены к фотокатоду фотоумножителей Hamamatsu R647-01.Этот фотоумножитель, представляющий собой 10-каскадную лампу, обычно имел коэффициент усиления 10 ⁶ при напряжении питания 1 кВ в нашей измерительной установке. В случае измерений LINAC фотоумножительные трубки считывались двумя электрометрами (PTW Unidos 10001, PTW Freiburg GmbH, Фрайбург, Германия), во всех остальных случаях — пикоамперметром (Keithley 486, Keithley Instruments Inc.). Перед дальнейшей обработкой все данные измерений были скорректированы на темновой ток фотоэлектронных умножителей.

Рис. 2

Базовая установка сцинтиллятора PEN со световодной трубкой для передачи сцинтилляционного света (слева) и второй световодной трубкой для определения черенковского света (справа).

Для первоначального измерения источника Ir ¹⁹² сцинтиллятор PEN и ионизационная камера PTW 31003, в качестве эталона, были установлены рядом за пластиковым колпачком для одновременного измерения. Сигнал ионизационной камеры измерялся прибором PTW Unidos 10001.По всей длине световодная трубка и сама трубка фотоумножителя были почти полностью экранированы от поля излучения свинцовыми блоками толщиной 5 см, что снизило силу излучения до <1% (рис. 3c). Поэтому поправка на эффект Черенкова не потребовалась. Чтобы изменить мощность дозы, источник излучения автоматически перемещался в желаемые положения измерения в направляющей трубе.

Рис. 3

Установка для измерения пучков от LINAC ( a ), радиоактивных офтальмологических аппликаторов ( b ) и источника Ir ¹⁹² ( c ).Здесь «дозиметр» представляет собой сцинтиллятор PEN и ионизационную камеру.

В случае измерений LINAC (Varian Clinac 2100C) детекторы были точно расположены в различных положениях в водном фантоме PTW 4322. Вторая световодная трубка (канал Черенкова), защищенная от сцинтилляционного света, была установлен параллельно первому (канал сцинтиллятора) для измерения количества черенковского света, генерируемого в световодной трубке (рис. 3а). После относительной калибровки сигнал канала Черенкова вычитался из общего сигнала канала сцинтиллятора, что позволяло определять чистый сигнал сцинтиллятора, который сравнивался с измерениями с помощью ионизационной камеры PTW 31003 и электрометра PTW Unidos 10001.Измерения не проводились одновременно из-за воспроизводимости LINAC> 0,5%. Эффективная точка измерения сцинтиллятора была установлена ​​в его геометрическом центре, в то время как для ионизационной камеры она составляла 1/2 внутреннего радиуса измерительного объема в направлении фокуса (в соответствии с DIN 6800-1 и DIN 6800-2 [34 , 35]). Измерения проводились для энергии пучка 6 и 15 МВ для фотонов и 6 и 12 МэВ для электронов при дозе импульса 0,4–0,7 мГр и расстоянии фокусной поверхности 100 см.При средней длительности прямоугольного импульса 4 мкс эти значения соответствуют мощности кратковременной дозы 92–175 Гр / с. Типичные средние мощности дозы по профилям для выбранных частот следования импульсов во время измерений были порядка 10 Гр / мин. Размеры поля составляли 10 × 10 см ² для пучков фотонов и 5 × 5 см ² для пучков электронов, а детектор располагался в центре поля. Таким образом, вторичное электронное равновесие для пучка фотонов сохранялось. Для электронного пучка поле излучения было достаточно однородным по всей площади основания детектора с градиентом поля только перпендикулярно ему.

Для окончательных измерений аппликаторов для глаз детектор автоматически перемещался в водяном фантоме с помощью сканера вдоль центральной оси бляшки (рис. 3b). Однако не использовался ни второй световод, ни коррекция черенковского света. В этом нет необходимости в случае ¹²⁵ I из-за низкой энергии фотонов ниже 35 кэВ. Для аппликатора для глаз, содержащего ¹⁰⁶ Ru / ¹⁰⁶ Rh, β-излучатель с максимальной энергией 3,5 МэВ, мы ожидали, что количество черенковского света будет незначительным в пределах ± 5%.Это было показано для PVT-сцинтилляторов такого размера в предыдущих измерениях при такой геометрии измерения [22], и ожидалось, что световой выход PEN будет аналогичен световому выходу PVT [31] — факт, который был подтвержден во время наших измерений. В качестве эталонного детектора мы использовали калиброванный дозиметр на основе сцинтиллятора PVT, о котором говорилось выше.

Результаты

Для всех исследуемых характеристик излучения полученные сигналы от сцинтилляторов на основе PEN продемонстрировали точный линейный отклик на мощность дозы, измеренную эталонными дозиметрами.Это было доказано даже при сравнении измерений PEN и ионизационной камеры источника постнагрузки ¹⁹² Ir, несмотря на то, что это измерение не было выполнено в подходящем фантоме. Однако в этом случае выбранная установка гарантировала воспроизводимость условий измерения (рис. 4). Ниже погрешности приведены с доверительным интервалом k = 1.

Рис. 4

Сравнение результатов измерений (в произвольных единицах; a.ед.) источника Ir ¹⁹² со сцинтиллятором PEN и ионизационной камерой. Коэффициент линейной корреляции составил R ² = 0,9994. Мощность дозы в точке нормализации (100%) составляла около 400 мГр / мин.

Для фотонных пучков от LINAC совпадение профилей дозы по глубине было в пределах 1% для обеих энергий (рис. 5). Для электронных пучков от LINAC начальное увеличение и резкое падение дозы на профилях дозы по глубине было продемонстрировано в пределах 2% (рис. 6a).Как показано на рисунке 6b, можно также определить небольшой фон тормозного излучения, хотя более плохие статистические данные измерений были порядка ± 10%. Следует отметить, что количество света от сцинтиллятора было настолько большим, что даже при значении 100 МЕ / мин в качестве самой низкой частоты следования импульсов LINAC напряжение питания фотоумножителей пришлось снизить с 1000 до 700 В. во избежание переполнения электрометров в самом высоком диапазоне измерения.

Фиг.5

Сравнение измерений фотонных пучков от LINAC со сцинтиллятором PEN и ионизационной камерой. Мощность дозы в точке нормализации на 10 см составляла 1,6 Гр / мин для пучка 6 МВ и 1,8 Гр / мин для пучка 15 МВ.

Рис. 6

Сравнение измерений электронных пучков от LINAC со сцинтиллятором PEN и ионизационной камерой, линейное ( a ) и логарифмическое ( b ) отображение. Мощность дозы на максимуме глубинных профилей дозы составляла около 1.2 Гр / мин.

Измерения поля фотонов низкой энергии аппликатора для глаза ¹²⁵ I, охватывающих два порядка мощности дозы от примерно 2 до 200 мГр / мин, показали отличное согласие в пределах 2% с измерением с дозиметром PVT. (рис.7). Для бляшки на глазу ¹⁰⁶ Ru / ¹⁰⁶ Rh значения измерений находились в ожидаемом соответствии почти на четыре порядка, от 100 мГр / мин до 0,03 мГр / мин (рис. 8). До глубины 12 мм также наблюдалось согласие в пределах 2%.Для клинически почти несущественных глубин более 12 мм статистика измерений стала значительно хуже (до ± 20%), особенно для области за пределами максимального диапазона β, составляющего около 15 мм. Тем не менее качественное согласие результатов обоих детекторов в этой области было приемлемым, особенно с учетом очень малой мощности дозы.

Рис. 7

Сравнение измерений аппликатора для глаз ¹²⁵ I с PEN и калиброванного сцинтиллятора PVT типа BC-400.Обратите внимание, что начальный градиент профиля больше, чем для бляшек COMS (совместное исследование глазной меланомы), из-за расположения 8 семян близко к центру аппликатора. Размер маркеров отражает погрешность измерения (k = 1). Мощность дозы в точке нормализации на 10 мм составляла 15 мГр / мин.

Рис. 8

Сравнение измерений ¹⁰⁶ Ru / ¹⁰⁶ Rh-аппликатор для глаз с PEN и калиброванным PVT-сцинтиллятором типа BC-400. Размер маркеров представляет собой погрешность измерения профиля β (k = 1).В области фотонного фона для наглядности полосы ошибок показаны только для PVT-измерений. Фактически погрешность для обоих детекторов одинакова (20%). Мощность дозы в реперной точке на расстоянии 2 мм, согласно [23], составила 88 мГр / мин.

При тех же условиях измерения мы обнаружили, что отношение абсолютных значений отклика сцинтиллятора PEN и PVT к излучению фотонов низких энергий (1,78 ± 0,06) почти вдвое больше отношения значений отклика к β-излучение (1.01 ± 0,03).

Обсуждение

Наши исследования ясно продемонстрировали, что сцинтиллятор PEN принципиально применим в качестве клинического дозиметра для широкого спектра клинически используемых качеств фотонных и электронных пучков, с различными энергиями и мощностями дозы, в диапазоне от <0,1 мГр / мин до нескольких Гр / мин. Эта область применения особенно важна для все еще сложной области дозиметрии офтальмологических бляшек. Во всех случаях отклик PEN-детектора превосходно согласуется с сигналом опорных детекторов.Применимость сравнима или превосходит другие типы детекторов с аналогичными областями применения, такие как сцинтилляторы PVT, малые диоды или пленка Gafchromic EBT-3.

Зависимость сечений электронов и фотонов от энергии частиц показывает аналогичное поведение для PEN и воды. Таким образом, ПЭН можно рассматривать как дозиметрически почти водный эквивалент. Этот материал дешевле обычных сцинтилляторов и прост в изготовлении с различными геометрическими формами для специальных дозиметрических задач.Он остается устойчивым к химическим и физическим воздействиям в процессе производства, особенно к тепловым нагрузкам, и не выделяет токсичных веществ. Было обнаружено, что световой выход каждого образца сопоставим со светоотдачей PVT-сцинтиллятора того же размера.

В проблемной области с энергиями фотонов ниже 40 кэВ, например, для дозиметрии бляшек на глазу ¹²⁵ I, PEN демонстрирует заметные преимущества по сравнению с PVT. Световые отклики сцинтилляторов PVT и PEN на мощность дозы в этом диапазоне энергий линейны, но уменьшены по сравнению со значениями, полученными для β-излучения (аппликатор ¹⁰⁶ Ru / ¹⁰⁶ Rh) или фотонного излучения с более высокими энергиями.Однако для PEN это невыгодное снижение оказалось значительно ниже, чем для PVT.

Для PVT мы определили коэффициент уменьшения примерно 3,26 в более ранних исследованиях [22] в соответствии с другими исследователями [36,37]. Мы обнаружили, что этот фактор зависит от комбинированного влияния двух эффектов: отношения массовых коэффициентов поглощения PVT и воды (рис.1), вызывающего уменьшение примерно в 2,5 раза, и дополнительного уменьшения светового отклика. вызванный так называемым эффектом закалки, т.е.е. передача энергии излучения в сцинтиллятор без образования светового излучения.

Принимая во внимание только массовые коэффициенты поглощения двух материалов, мы ожидали, что отклик для PEN достигнет примерно 150% от значения PVT, но обнаружили гораздо больший результат — примерно 190%. Эта количественная разница между ожидаемыми и измеренными значениями может быть полностью объяснена эффектом гашения в PVT. Отношение для PEN довольно хорошо согласуется со значением, ожидаемым из отношения массовых коэффициентов поглощения этого материала и воды.Таким образом, наши недавние исследования показывают, что эффект тушения в PEN отсутствует или проявляется лишь незначительно. Это отсутствие отчетливого эффекта гашения для фотонов низкой энергии делает PEN также интересным материалом для дальнейших исследований в качестве детектора, например, для дозиметрии терапевтических пучков протонов [38,39].

Заключение

PEN был признан новым пластиковым сцинтилляторным материалом в 2011 году. Благодаря своей плотности и атомному составу он имеет приблизительный дозиметрический эквивалент воды и обеспечивает прекрасные свойства для дозиметрии как электронного, так и фотонного излучения.Это позволяет минимизировать возмущение поля излучения во время процесса измерения, особенно в дозиметрически сложных ситуациях, таких как дозиметрия небольших полей излучения и радиоактивных бляшек на глазах. Этот материал в основном излучает свет с такой же длиной волны и коэффициентом усиления, что и обычные пластиковые сцинтилляторы на основе PVT со сдвигом длины волны. Однако благодаря своим превосходным механическим, химическим и физическим характеристикам PEN намного проще обрабатывать и производить как детектор, чем PVT, особенно когда требуются конструкции детекторов для особых ситуаций измерения.В наших исследованиях сцинтилляторы PEN оказались подходящими детекторами для широкого спектра применений в дозиметрии клинических полей фотонов и электронов, включая низкоэнергетическое фотонное излучение от источников ¹²⁵ I (25-35 кэВ) и ¹⁹² Ir. (приблизительно 300-600 кэВ), ¹⁰⁶ Ru / ¹⁰⁶ Rh β-излучение (максимальная энергия 3,5 МэВ) и пучки фотонов и электронов от линейного ускорителя (от 6 до 18 МэВ). Кроме того, PEN обладает значительно лучшими свойствами, чем PVT, в случае дозиметрии фотонного излучения низкой энергии, например, от бляшек глаза ¹²⁵ I.Следовательно, мы рекомендуем ПЭН как идеальный материал для дозиметрии офтальмологических бляшек.

Заявление об этике

Описанные дозиметрические исследования не включали исследования на людях или животных.

Список литературы

1. Nag S, Quivey JM, Earle JD, Followill D, Fontanesi J, Finger PT, Американское общество брахитерапии: рекомендации Американского общества брахитерапии по брахитерапии увеальной меланомы.Int J Radiat Oncol Biol Phys 2003; 56: 544-555.
2. Американское общество брахитерапии — Целевая группа по офтальмологической онкологии; ABS — Комитет OOTF: согласованные рекомендации Американского общества брахитерапии по брахитерапии увеальной меланомы и ретинобластомы. Брахитерапия 2014; 13: 1-14.
3. Райх Х, Хардер Д: Методика измерения фотонов и электронное излучение; in Reich H (ed): Dosimetrie ionisierender Strahlung: Grundlagen und Anwendungen. Штутгарт, Б.Г. Тойбнер, 1990, стр. 206-221.
4. Беддар А.С., Макки Т.Р., Attix FH: Водоэквивалентные пластиковые сцинтилляционные детекторы для дозиметрии пучком высоких энергий: I.Физические характеристики и теоретическое рассмотрение. Phys Med Biol 1992; 37: 1883-1900.
5. Беддар А.С., Маки Т.Р., Attix FH: Водоэквивалентные пластиковые сцинтилляционные детекторы для дозиметрии пучком высоких энергий: II. Свойства и размеры. Phys Med Biol 1992; 37: 1901-1913.
6. Flühs D, Heintz M, Indenkämpen F, Wieczorek C: Прямое считывание поглощенной дозы с помощью пластиковых сцинтилляторов — общая концепция и приложения для дозиметрии офтальмологических бляшек.Med Phys 1996; 23: 427-304.
7. Беддар А.С.: Пластиковые сцинтилляционные детекторы с водным эквивалентом в лучевой терапии. Radiat Prot Dosimetry 2006; 120: 1-6.
8. Перера Х., Уильямсон Дж. Ф., Монтофер С. П., Биннс В. Р., Кларманн Дж., Фуллер Г. Л., Вонг Дж. В.: Быстрое двумерное измерение дозы в брахитерапии с использованием пластикового сцинтилляционного листа: линейность, отношение сигнал / шум и характеристики энергетического отклика.Int J Radiat Oncol Biol Phys 1992; 23: 1059-1069.
9. Джесо М., Робинсон Н., Шумер В., Уильямс К.: Использование водоэквивалентного пластикового сцинтиллятора для внутрисосудистой дозиметрии брахитерапии. Australas Phys Eng Sci Med 2004; 27: 5-10.
10. Lambert J, McKenzie DR, Law S, Elsey J, Suchowerska N: пластиковый сцинтилляционный дозиметр для брахитерапии с высокой мощностью дозы.Phys Med Biol 2006; 51: 5505-5516.
11. Guillot M, Beaulieu L, Archambault L, Beddar S, Gingras L: новый водоэквивалентный массив пластиковых сцинтилляционных детекторов 2D для дозиметрии пучков фотонов мегавольтной энергии в лучевой терапии. Med Phys 2011; 38: 6763-6774.
12. Guillot M, Gingras L, Archambault L, Beddar S, Beaulieu L: Спектральный метод коррекции черенковского светового эффекта в пластиковых сцинтилляционных детекторах: сравнительное исследование процедур калибровки и валидации в ситуациях с преобладанием черенковского света.Med Phys 2011; 38: 2140-2150.
13. Therriault-Proulx F, Beddar S, Briere TM, Archambault L, Beaulieu L: Техническое примечание: устранение эффекта ствола при проведении дозиметрии in vivo брахитерапии Ir-192 HDR с использованием пластиковых сцинтилляционных детекторов: важный и необходимый шаг. Med Phys 2011; 38: 2176-2179.
14. Therriault-Proulx F, Briere TM, Mourtada F, Aubin S, Beddar S, Beaulieu L: фантомное исследование дозиметрической системы in vivo с использованием пластиковых сцинтилляционных детекторов для проверки в реальном времени брахитерапии 192Ir HDR. Med Phys 2011; 38: 2542-2551.
15. Archambault L, Briere TM, Ponisch F, Beaulieu L, Kuban DA, Lee A, Beddar S: На пути к дозиметрической системе в реальном времени in vivo с использованием пластиковых сцинтилляционных детекторов.Int J Radiat Oncol Biol Phys 2010; 78: 280-287.
16. Beierholm AR, Behrens CF, Andersen CE: Дозиметрические характеристики пластикового сцинтилляционного детектора Exradin W1 в сравнении с сцинтилляционной системой собственной разработки. Радиат МЭР 2014; 69: 50-56.
17. Буранурак С., Андерсен К.Э., Бейерхольм А.Р., Линдволд Л.Р.: Температурные колебания как источник неопределенности в дозиметрии медицинских сцинтилляционных сцинтилляторов с оптоволоконным соединением.Radiat Meas 2013; 56: 307-311.
18. Линдволд Л.Р., Бейерхольм А.Р., Андерсен К.Е.: сцинтиллятор из органического пластика с оптоволоконным соединением для оперативного мониторинга мощности дозы в рентгеновском пучке 6 МВ для внешней лучевой терапии. Proc SPIE 7559, Оптические волокна и датчики для медицинской диагностики и лечения X 2010; 7559.
19. Eichmann M, Flühs D, Spaan B: Разработка высокоточной дозиметрической системы для измерения поверхностной мощности дозы для аппликаторов для глаз. Med Phys 2009; 36: 4634-4643.
20. Flühs D, Bambynek M, Heintz M, Indenkämpen F, Kolanoski H, Wegener D, Sauerwein W, Quast U: Дозиметрия и дизайн радиоактивных бляшек на глазах.Front Radiat Ther Oncol 1997; 30: 26-38.
21. Eichmann M, Krause T, Flühs D, Spaan B: Разработка высокоточной таблицы измерения xyz для определения трехмерных распределений мощности дозы источников брахитерапии. Phys Med Biol 2012; 57: N421-N429.
22. Flühs D, Anastassiou G, Wening J, Sauerwein W, Bornfeld N: Дизайн и дозиметрия бинуклидных радиоактивных офтальмологических аппликаторов.Med Phys 2004; 31: 1481-1488.
23. ISO 21439: 2009, Клиническая дозиметрия — Источники бета-излучения для брахитерапии. 2009 г.
24. Аршамбо Л., Беддар А.С., Жинграс Л., Рой Р., Больё Л.: Точность измерений и удаление Черенкова для высокопроизводительной сцинтилляционной дозиметрии с высоким пространственным разрешением.Med Phys 2006; 33: 128-135.
25. Lambert J, Yin Y, McKenzie DR, Law S, Suchowerska N: Сцинтилляционная дозиметрия без Черенкова в радиотерапии внешним пучком с использованием световода с воздушным сердечником. Phys Med Biol 2008; 53: 3071-3080.
26. Лю П.З., Суховерска Н., Ламберт Дж., Абольфати П., Маккензи Д.Р.: Пластическая сцинтилляционная дозиметрия: сравнение трех решений проблемы Черенкова.Phys Med Biol 2011; 56: 5805-5821.
27. Yoo WJ, Shin SH, Jeon D, Hong S, Kim SG, Sim HI, Jang KW, Cho S, Lee B: одновременные измерения чистого сцинтилляционного и черенковского сигналов в интегрированном волоконно-оптическом дозиметре для дозиметрии электронно-лучевой терапии. Opt Express 2013; 21: 27770-27779.
28. Аршамбо Л., Больё Л., Беддар С.А.: Комментарий к «Пластической сцинтилляционной дозиметрии: сравнение трех решений проблемы Черенкова». Phys Med Biol 2012; 57: 3661-3665; обсуждение 3667-3673.
29. Беддар А.С., Суховерска Н., Лоу Ш.: Пластическая сцинтилляционная дозиметрия для лучевой терапии: минимизация захвата радиационного шума Черенкова.Phys Med Biol 2004; 49: 783-790.
30. Органические сцинтилляционные материалы Saint-Gobain Crystals, 2014. http://www.crystals.saint-gobain.com/uploadedFiles/SG-Crystals/Documents/SGC%20Organics%20Brochure.pdf.
31. Накамура Х., Сиракава Й., Такахаши С., Симидзу Х. Доказательства темно-синего излучения фотонов при высокой эффективности обычным пластиком.АПЛ 2011; 95: 22001.
32. Физические справочные данные NIST — Данные радиационной дозиметрии, 2014 г. http://physics.nist.gov/PhysRefData/Star/Text/ESTAR-u.html.
33. Физические справочные данные NIST — данные рентгеновского и гамма-излучения, 2014 г.http://www.nist.gov/pml/data/xcom/index.cfm.
34. DIN 6800-1: Методики дозиметрии с зондовыми детекторами фотонного и электронного излучения — часть 1: общие. 2013.
35. DIN 6800-2: Методики дозиметрии с зондовыми детекторами фотонного и электронного излучения — часть 2: Дозиметрия ионизационной камеры фотонного и электронного излучения высоких энергий.2008 г.
36. Уильямсон Дж. Ф., Демпси Дж. Ф., Киров А. С., Монро Дж., Биннс В. Р., Хедтьярн Х. Отклик пластикового сцинтиллятора на фотоны низкой энергии. Phys Med Biol 1999; 44: 857-871.
37. Peralta L, Rego F: реакция пластиковых сцинтилляторов на фотоны низкой энергии.Phys Med Biol 2014; 59: 4621-4633.
38. Ван Л.Л., Перлес Л.А., Аршамбо Л., Саху Н., Миркович Д., Беддар С.: Определение поправочных коэффициентов гашения для пластиковых сцинтилляционных детекторов в терапевтических пучках протонов высоких энергий. Phys Med Biol 2012; 57: 7767-7781.
39. Ghergherehchi M, Afarideh H, Ghannadi M, Mohammadzadeh A, Aslani GR, Boghrati B: Дозиметрия пучка протонов: сравнение пластикового сцинтиллятора, ионизационной камеры и чаши Фарадея.J Radiat Res 2010; 51: 423-430.

---

Автор Контакты

Dirk Flühs

Universitätsklinikum Essen

Hufelandstrasse 55

DE-45147 Essen (Германия)

Электронная почта [email protected]

---

Подробности статьи / публикации

Предварительный просмотр первой страницы

Получено: 12 декабря 2014 г.
Принято: 11 марта 2015 г.
Опубликовано в Интернете: 6 июня 2015 г.
Дата выпуска: сентябрь 2015 г.

Количество страниц для печати: 8
Количество рисунков: 8
Количество столов: 0

ISSN: 2296-4681 (печатный)
eISSN: 2296-4657 (онлайн)

Для дополнительной информации: https: // www.karger.com/OOP

---

Авторские права / Дозировка препарата / Заявление об ограничении ответственности

Авторские права: Все права защищены. Никакая часть данной публикации не может быть переведена на другие языки, воспроизведена или использована в любой форме и любыми средствами, электронными или механическими, включая фотокопирование, запись, микрокопирование или с помощью какой-либо системы хранения и поиска информации, без письменного разрешения издателя. .
Дозировка лекарств: авторы и издатель приложили все усилия, чтобы гарантировать, что выбор и дозировка лекарств, указанные в этом тексте, соответствуют текущим рекомендациям и практике на момент публикации.Однако ввиду продолжающихся исследований, изменений в правительственных постановлениях и постоянного потока информации, касающейся лекарственной терапии и реакций на них, читателю настоятельно рекомендуется проверять листок-вкладыш для каждого препарата на предмет любых изменений показаний и дозировки, а также дополнительных предупреждений. и меры предосторожности. Это особенно важно, когда рекомендованным агентом является новый и / или редко применяемый препарат.
Отказ от ответственности: утверждения, мнения и данные, содержащиеся в этой публикации, принадлежат исключительно отдельным авторам и соавторам, а не издателям и редакторам.Появление в публикации рекламы и / или ссылок на продукты не является гарантией, одобрением или одобрением рекламируемых продуктов или услуг или их эффективности, качества или безопасности. Издатель и редактор (-ы) не несут ответственности за любой ущерб, причиненный людям или имуществу в результате любых идей, методов, инструкций или продуктов, упомянутых в контенте или рекламе.

Достижения в области оптоволоконных дозиметров на основе неорганических сцинтилляторов | EJNMMI Physics

1.

Lillicrap SC, Оуэн Б., Уильямс-младший, Уильямс, ПК. Свод правил дозиметрии фотонной терапии высоких энергий на основе службы калибровки поглощенной дозы NPL. Phys Med Biol. 1990; 35: 1355–60.

Артикул Google ученый

2.

Thwaites DI, Burns DT, Klevenhagen SC, Nahum AE, Pitchford WG. Свод правил IPEMB по дозиметрии электронов для лучевой терапии с начальной энергией от 2 до 50 МэВ, основанный на калибровке воздушной кермы.Phys Med Biol. 1996; 41: 2557–603.

CAS Статья Google ученый

3.

Саймондс Р.П., Дихан С., Мередит С., Миллс Дж. Учебник Уолтера и Миллера по лучевой терапии: радиационная физика, терапия и онкология. седьмой. Elsevier Health Sciences; 2012.

4.

Mayles WPM, Lake R, McKenzie A, Macaulay E., Morgan H, Jordan T. Отчет 81 IPEM: физические аспекты контроля качества в лучевой терапии. Йорк, UK Inst Phys Eng Med.1999 ;.

5.

Богданич В. Радиация предлагает новые лекарства и способы навредить. Нью Йорк Таймс. 2010; 23: А1.

Google ученый

6.

Богданич В. По мере развития технологий радиационная безопасность отстает. Нью Йорк Таймс. 2010: 1–13.

7.

Гарсиа Р., Нистрем Х., Фиорино С., Туэйтес Д. Не задерживает ли применение новых технологий лучевой терапии слишком рискованный подход к их клиническому применению? Br J Radiol.2015; 88.

8.

Тандеруп К., Беддар С., Андерсен К.Э., Керцшер Г., Циглер Дж. Дозиметрия in vivo в брахитерапии. Med Phys. 2013; 40: 070902.

PubMed Статья PubMed Central Google ученый

9.

О’Киф С., Маккарти Д., Вулф П., Граттан М.В.Д., Хаунселл А.Р., Спореа Д. и др. Обзор последних достижений в области оптоволоконных датчиков для дозиметрии in vivo во время лучевой терапии. Br J Radiol. 2015; 88: 20140702.

PubMed PubMed Central Статья Google ученый

10.

Чокка М., Пьяцци V, Лаццари Р., Вавассори А., Луини А., Веронези П. и др. Дозиметрия in vivo в реальном времени с использованием детекторов micro-MOSFET во время интраоперационной электронно-лучевой терапии при ранней стадии рака груди. Радиотренажер Oncol. 2006; 78: 213–6.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

11.

Бутсон М., Чо Г., Оджерс Д., Подер Дж. Дозиметрия in vivo. Радиохромная пленка. CRC Press; 2017. с. 301–316.

12.

Легге К., Грир П.Б., О’Коннор Д.Д., Уилтон Л., Ричардсон М., Хантер П. и др. Дозиметрия ректальной стенки in vivo в реальном времени с использованием детекторов MOSkin во время стереотаксической лучевой терапии на основе линейного ускорителя с ректальным смещением. Радиат Онкол. Радиационная Онкология. 2017; 12: 1–9.

Артикул Google ученый

13.

Байфилд Дж., Чан П.D JEMP. Гибкий волоконно-оптический сцинтилляционный зонд для внутриполостной дозиметрии 1. Радиология. 1969; 92: 1120–3.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

14.

Beddar AS, Mackie TR, Attix FH. Водоэквивалентные пластиковые сцинтилляционные детекторы для дозиметрии пучка высоких энергий: I. Физические характеристики и теоретические соображения. Phys Med Biol. 1992; 37: 1883–900.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

15.

Beddar AS, Mackie TR, Attix FH. Водоэквивалентные пластиковые сцинтилляционные детекторы для дозиметрии пучка высоких энергий: II Свойства и измерения. Phys Med Biol. 1992; 37: 1901–1913.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

16.

Аршамбо Л., Арсено Дж., Жинграс Л., Беддар А.С., Рой Р., Больё Л. Пластическая сцинтилляционная дозиметрия: оптимальный выбор сцинтилляционных волокон и сцинтилляторов. Med Phys.2005; 32: 2271–8.

PubMed Статья PubMed Central Google ученый

17.

Buranurak S, Andersen CE, Beierholm AR, Lindvold LR. Колебания температуры как источник неопределенности в дозиметрии медицинских сцинтилляционных сцинтилляторов с оптоволоконным соединением. Radiat Meas. 2013; 56: 307–11.

CAS Статья Google ученый

18.

Beddar AS, Law S, Suchowerska N, Mackie TR.Пластическая сцинтилляционная дозиметрия: оптимизация светосилы. Phys Med Biol. 2003; 48: 1141–52.

PubMed Статья PubMed Central Google ученый

19.

Qin Z, Hu Y, Ma Y, Zhao W., Sun W., Zhang D, et al. Волоконно-оптический дозиметр излучения со встроенной структурой для лучевой терапии. Opt Express. 2016; 24: 5172.

Артикул Google ученый

20.

Клифт М.А., Джонстон П.Н., Уэбб Д.В. Временной метод предотвращения излучения Черенкова, генерируемого в органических сцинтилляционных дозиметрах импульсными электронными и фотонными пучками сверхвысокого напряжения. Phys Med Biol. 2002; 47: 1421–33.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

21.

Guillot M, Gingras L, Archambault L, Beddar S, Beaulieu L. Спектральный метод коррекции эффекта черенковского света в пластиковых сцинтилляционных детекторах: сравнительное исследование процедур калибровки и валидация в ситуациях с преобладанием черенковского света .Med Phys. 2011; 38: 2140–50.

PubMed PubMed Central Статья Google ученый

22.

Beddar AS. Пластическая сцинтилляционная дозиметрия и ее применение в лучевой терапии. Radiat Meas. 2006; 41: 124–33.

Артикул CAS Google ученый

23.

О’Киф С., Фицпатрик С., Льюис Э., Аль-Шамма А.И. Обзор оптоволоконных дозиметров излучения. Sens Rev.2008; 28: 136–42.

Артикул Google ученый

24.

Mijnheer B, Beddar S, Izewska J, Reft C. Дозиметрия in vivo при дистанционной лучевой терапии. Med Phys. 2013; 40: 070903.

PubMed Статья PubMed Central Google ученый

25.

Вулф П., Салливан Ф. Дж., О’Кифф С. Оптоволоконные датчики: их роль в дозиметрии in vivo для лучевой терапии рака простаты.Cancer Nanotechnol. 2016; 7: 7.

CAS PubMed PubMed Central Статья Google ученый

26.

Больё Л., Беддар С. Обзор пластической и жидкостной сцинтилляционной дозиметрии для фотонной, электронной и протонной терапии. Phys Med Biol. 2016; 61: R305–43.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

27.

Родный П.А., Доренбос П., Ван Эйк CWE.Потери энергии в неорганических сцинтилляторах. Phys status solidi. 1995; 187: 15–29 ..

CAS Статья Google ученый

28.

Никл М. Сцинтилляционные детекторы рентгеновского излучения. Meas Sci Technol. 2006; 17: R37–54.

CAS Статья Google ученый

29.

Knoll GE, Wiley J. Обнаружение и измерение радиации. 3-е изд. John Wiley & Sons, Ltd.; 2000.

30.

Ван Эйк CWE. Неорганические сцинтилляторы в медицинской визуализации. Phys Med Biol. 2002; 47: 85–106.

Артикул Google ученый

31.

Мошинский М. Неорганические сцинтилляционные детекторы в гамма-спектрометрии. Nucl Instruments Methods Phys Res Sect A Accel Spectrometers, Detect Assoc Equip. 2003; 505: 101–10.

Артикул CAS Google ученый

32.

Исии М., Кобаяши М.Монокристаллы для детекторов излучения. Prog Cryst Growth Charact1. 1991; 23: 245–311.

Артикул Google ученый

33.

Weber MJ. Неорганические сцинтилляторы: сегодня и завтра. J Lumin. 2002; 100: 35–45.

CAS Статья Google ученый

34.

Грескович С., Дюкло С. Керамические сцинтилляторы. Annu Rev Mater Sci. 1997. 27: 69–88.

CAS Статья Google ученый

35.

Иордания KJ. Оценка рубина как флуоресцентного сенсора для оптоволоконной дозиметрии излучения. Proc SPIE. 1996; 2705: 170–8.

CAS Статья Google ученый

36.

Sporea D, Mihai L, Tiseanu I, Vâţă I, McCarthy D, O’Keeffe S, et al. Многопрофильная оценка волоконно-оптических рентгеновских датчиков. Датчики Актуаторы A Phys. 2014; 213: 79–88.

CAS Статья Google ученый

37.

Маккарти Д., О’Киф С., Льюис Э., Sporea DG, Sporea A, Tiseanu I и др. Дозиметр излучения с внешним оптоволоконным датчиком. IEEE Sens J. 2014; 14: 673–85.

Артикул Google ученый

38.

Никл М. Сцинтилляционные материалы с широкой запрещенной зоной: прогресс в технологии и понимание материалов. Phys status solidi. 2000. 178: 595–620.

CAS Статья Google ученый

39.

Kalivas N, Costaridou L, Kandarakis I., Cavouras D, Nomicos CD, Panayiotakis G. Эффективность передачи отношения сигнал / шум оптического усиления как показатель для ранжирования комбинаций люминофор-фотодетектор, используемых в рентгеновской медицинской визуализации. Appl Phys A Mater Sci Process. 2004; 78: 915–9.

CAS Статья Google ученый

40.

Zhang WW, Zhang WP, Xie PB, Yin M, Chen HT, Jing L, et al. Оптические свойства нанокристалла Y ₂ O ₃ : Eu в зависимости от его нечетной структуры.J Colloid Interface Sci. 2003. 262: 588–93.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

41.

Ценг Й.Х., Чиу Б.С., Пенг С.С., Озава Л. Спектральные свойства красного люминофора оксисульфида иттрия, активированного Eu ³⁺ . Тонкие твердые пленки. 1998. 330: 173–7.

CAS Статья Google ученый

42.

Кавурас Д., Кандаракис I, Цукос С., Катерис А., Номикос С.Д., Панайотакис Г.С.Теоретическая модель для расчета детективной квантовой эффективности в гранулированных сцинтилляторах. Appl Radiat Isot. 2001; 55: 831–42.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

43.

Ahmed SN. Взаимодействие излучения с веществом. Phys Eng Radiat Detect. 2-е изд. Академическая пресса; 2015. с. 27–29.

44.

XCOM: База данных сечений фотонов [Интернет]. Доступно по адресу: https: // www.nist.gov/pml/xcom-photon-cross-sections-database.

45.

Шахмохаммади Бени М., Крстич Д., Никезич Д., Ю. К.Н. Монте-Карло изучает взаимодействия фотонов в радиобиологических экспериментах. PLoS One. 2018; 13: e0193575.

PubMed PubMed Central Статья CAS Google ученый

46.

Баро Дж., Ротета М., Фернандес-Вареа Дж. М., Сальват Ф. Аналитические сечения для моделирования переноса фотонов методом Монте-Карло.Radiat Phys Chem. 1994; 44: 531–52.

Артикул Google ученый

47.

Хаббелл Дж. Обзор данных сечений взаимодействия фотонов в медико-биологическом контексте. Phys Med Biol. 1999; 44: R1–22.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

48.

Swiderski L, Moszynski M, Syntfeld-Kazuch A, Szawlowski M, Szczesniak T. Измерение времени затухания сцинтилляции для различных энергозатрат в сцинтилляторах NaI: Tl, LSO: Ce и CeBr ₃ .Nucl Instruments Methods Phys Res Sect A Accel Spectrometers, Detect Assoc Equip. 2014; 749: 68–73.

49.

Арчер Дж., Мэдден Л., Ли Э, Уилкинсон Д., Розенфельд А.Б. Алгоритмический подход к однозондовому снятию черенкова в импульсных рентгеновских пучках. Med Phys. 2019; 46: 1833–9.

PubMed Статья PubMed Central Google ученый

50.

Swinth KL, Ewins JH. Биомедицинский зонд с использованием оптоволоконного сцинтиллятора.Med Phys. 1976; 3: 109.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

51.

Jang KW, Cho DH, Yoo WJ, Seo JK, Heo JY, Park JY и др. Оптоволоконный датчик излучения для обнаружения трития. Nucl Instruments Methods Phys Res Sect A Accel Spectrometers, Detect Assoc Equip. 2011; 652: 928–31.

CAS Статья Google ученый

52.

Маккарти Д., О’Киф С., Льюис Э., Спорея Д., Спорея А., Тисеану И.Оптоволоконный дозиметрический датчик рентгеновского излучения для малых доз. Proc IEEE Sensors. 2011: 121–4.

53.

О’Киф С., Чжао В., Сунь В., Чжан Д., Цинь З., Чен З. и др. Оптоволоконный датчик для мониторинга доставки радиотерапии в клинический линейный ускоритель (Linac) в реальном времени. IEEE J Sel Top Quantum Electron. 2015; 22: 35–42.

Артикул CAS Google ученый

54.

Де Андрес А.И., О’кифф С., Чен Л., Эстебан О.Высокочувствительные внешние рентгеновские полимерные волоконно-оптические сенсоры на основе модификации наконечника волокна. IEEE Sens J. 2017; 17: 5112–7.

Артикул Google ученый

55.

Тейхманн Т., Соммер М., Хеннигер Дж. Измерения мощности дозы с помощью оптоволоконного радиолюминесцентного зонда на основе рубина. Radiat Meas. 2013; 56: 347–50.

CAS Статья Google ученый

56.

Beddar AS, Mackie TR, Attix FH.Свет Черенкова, генерируемый в оптических волокнах и других световодах, облучаемых электронными лучами. Phys Med Biol. 1992; 37: 925–35.

Артикул Google ученый

57.

Молина П., Сантьяго М., Маркаццо Дж., Спано Ф., Хеннигер Дж., Краверо В. и др. Радиолюминесценция красных люминофоров, легированных Eu для волоконно-оптической дозиметрии. Appl Radiat Isot. 2012; 71: 12–4.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

58.

Молина П., Соммер М., Каттнер Ф., Хеннигер Дж. Характеристика отклика Y ₂ O ₃ : Радиолюминесцентный зонд на основе Eu при облучении ⁶⁰ Co. Radiat Meas. 2013; 56: 338–41.

CAS Статья Google ученый

59.

Мартинес Н., Руччи А., Маркаццо Дж., Молина П., Сантьяго М., Краверо В. Характеристика сцинтиллятора YVO ₄ : Eu ³⁺ в качестве детектора для оптоволоконной дозиметрии.Radiat Meas. 2017; 106: 650–6.

Артикул CAS Google ученый

60.

Kertzscher G, Beddar S. Неорганические сцинтилляционные детекторы на основе Eu-активированных люминофоров для брахитерапии ¹⁹² Ir. Phys Med Biol. 2017; 62: 5046–75.

CAS PubMed PubMed Central Статья Google ученый

61.

Де Бур С.Ф., Беддар А.С., Роулинсон Дж.А. Оптическая фильтрация и спектральные измерения радиационно-индуцированного света в пластической сцинтилляционной дозиметрии.Phys Med Biol. 1993; 38: 945–58.

Артикул Google ученый

62.

Ламберт Дж., Инь Ю., Маккензи Д. Р., Ло С., Суховерска Н. Спектр света Черенкова в оптическом волокне, облученном пучком фотонной или электронной лучевой терапии. Appl Opt. 2009. 48: 3362–7.

PubMed Статья PubMed Central Google ученый

63.

Qin Z, Xie T, Dai X, Zhang B, Ma Y, Khan IU, et al.Новая модель для объяснения явления чрезмерного отклика в процентах от кривой дозы по глубине, измеренной с использованием неорганических сцинтилляционных материалов для оптоволоконных датчиков излучения. Opt Express. 2019; 27: 23693.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

64.

Мартинес Н., Тейхманн Т., Молина П., Соммер М., Сантьяго М., Хеннигер Дж. И др. Сцинтилляционные свойства соединения YVO ₄ : Eu ³⁺ в порошковой форме: его применение для дозиметрии в полях излучения, создаваемых импульсными пучками фотонов мегавольтного излучения.Z Med Phys. 2015; 25: 368–74.

PubMed Статья PubMed Central Google ученый

65.

Суховерска Н., Ламберт Дж., Накано Т., Ло С., Элси Дж., Маккензи Д.Р. Волоконно-оптический дозиметр, адаптированный для брахитерапии. Radiat Meas. 2007; 42: 929–32.

CAS Статья Google ученый

66.

Linares Rosales HM, Duguay-Drouin P, Archambault L, Beddar S, Beaulieu L.Оптимизация многоточечного пластикового сцинтилляторного дозиметра для брахитерапии с высокой мощностью дозы. Med Phys. 2019; 46: 2412–21.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

67.

Johansen JG, Rylander S, Buus S, Bentzen L, Hokland SB, Søndergaard CS и др. Дозиметрия in vivo с временным разрешением для отслеживания источника в брахитерапии. Брахитерапия. 2018; 17: 122–32.

PubMed Статья PubMed Central Google ученый

68.

Аль Товайрки М., Кутаджар Д.Л., Брэддок Т., Ли Э, Вади-Рамахи С., Мофта Б. и др. Характеристики оптоволоконной дозиметрической системы для отслеживания источника во время брахитерапии HDR. J Phys Conf Ser. 2019; 1154.

69.

Kertzscher G, Beddar S. Неорганические сцинтилляционные детекторы на основе рубина для брахитерапии ¹⁹² Ir. Phys Med Biol. 2016; 61: 7744–64.

CAS PubMed PubMed Central Статья Google ученый

70.

Kertzscher G, Beddar S. Неорганические сцинтилляционные детекторы для брахитерапии ¹⁹² Ir. Phys Med Biol. 2019; 64: 225018.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

71.

Белли М.Д., Крачунеску О., Чанг З., Ланглосс Б.В., Стэнтон И.Н., Йошизуми Т.Т. и др. Мониторинг мощности дозы в режиме реального времени с помощью гинекологической брахитерапии: результаты первоначального клинического исследования. Брахитерапия. 2018; 17: 1023–9.

PubMed Статья PubMed Central Google ученый

72.

Johansen JG, Kertzscher G, Jørgensen EB, Rylander S, Bentzen L, Hokland SB, et al. Проверка времени пребывания в брахитерапии на основе дозиметрии с временным разрешением in vivo. Phys Medica. 2019; 60: 156–61.

CAS Статья Google ученый

73.

Пеннер С., Хоер С., О’Киф С., Вулф П., Дузенли С. Характеристика активированного тербием пластикового оптоволоконного сенсора на основе оксисульфида гадолиния в фотонах и протонах. IEEE Sens J. 2018; 18: 1513–9.

CAS Статья Google ученый

74.

Savard N, Potkins D, Beaudry J, Jirasek A, Duzenli C., Hoehr C. Характеристики световода из кремнезема, легированного Ce, облученного протонами с энергией 74 МэВ. Radiat Meas. 2018; 114: 19–24.

CAS Статья Google ученый

75.

Hoehr C, Morana A, Duhamel O, Capoen B, Trinczek M, Paillet P, et al. Новый оптоволоконный материал на основе диоксида кремния, легированный Gd ³⁺ , для дозиметрии в протонной терапии.Научный доклад 2019; 9: 4–11.

76.

Ито Й, Катано Дж., Харано Х., Мацумото Т., Уритани А., Кудо К. и др. Разработка миниатюрного нейтронного зонда с оптоволокном для БНЗТ. Radiat Prot Dosimetry. 2004; 110: 619–22.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

77.

Bartesaghi G, Conti V, Perst M, Mascagna V, Scazzi S, Cappelletti P, et al. Сцинтилляционный волоконный дозиметр в реальном времени для гамма- и нейтронного мониторинга на ускорителях лучевой терапии.Nucl Instruments Methods Phys Res Sect A Accel Spectrometers, Detect Assoc Equip. 2007; 572: 228–30.

CAS Статья Google ученый

78.

Ватанабе К., Кавабата Ю., Ямазаки А., Уритани А., Игучи Т., Фукуда К. и др. Разработка детектора оптоволоконного типа с использованием сцинтиллятора Eu: LiCaAlF ₆ для нейтронного мониторинга в борной нейтронно-захватной терапии. Nucl Instruments Methods Phys Res Sect A Accel Spectrometers, Detect Assoc Equip.2015; 802: 1–4.

CAS Статья Google ученый

79.

Исикава А., Имазаки А., Ватанабе К., Йошихаши С., Уритани А., Цурита Ю. и др. Сравнение результатов моделирования и экспериментов для профиля глубины реакции ⁶ Li в водяном фантоме BNCT с использованием небольшого сцинтилляционного детектора нейтронов на основе ⁶ Li с оптоволокном. Radiat Meas. 2020. с. 106270.

80.

Дарафшех А., Талией Р., Кассаи А., Финлей Дж.Дозиметрия протонной терапии с использованием сцинтилляции кварцевых волокон. Opt Lett. 2017; 42: 847.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

81.

Яги Т., Мисава Т., Пьён С.Х., Широя С. Небольшой высокочувствительный нейтронный детектор, использующий оптоволокно со смещением длины волны. Appl Radiat Isot. 2011; 69: 176–9.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

82.

Nascimento LF, Veronese I, Loi G, Mones E, Vanhavere F, Verellen D. Результаты радиолюминесценции с помощью Al ₂ O ₃ : прототип волокна C: медицинский луч 6 МВ. Датчики Актуаторы, Физ. 2018; 274: 1–9.

CAS Статья Google ученый

83.

Рамирес М., Мартинес Н., Маркаццо Дж., Молина П., Фельд Д., Сантьяго М. Характеристики ZnSe (Te) в качестве оптоволоконного дозиметрического детектора. Appl Radiat Isot. 2016; 116: 1–7.

PubMed Статья CAS PubMed Central Google ученый

84.

Ху И, Цинь З., Ма И, Чжао В., Сунь В., Чжан Д. и др. Характеристики волоконных дозиметров излучения с различными встроенными сцинтилляционными материалами для применения в лучевой терапии. Датчики Актуаторы, Физ. 2018; 269: 188–95.

CAS Статья Google ученый

85.

Qin Z, Hu Y, Ma Y, Lin W, Luo X, Zhao W. и др. Водоэквивалентный волоконный дозиметр излучения с двумя сцинтилляционными материалами. Биомед Опт Экспресс. 2016; 7: 4919.

CAS PubMed PubMed Central Статья Google ученый

86.

Woulfe P, O’Keeffe S, McCarthy D, Grattan M, Hounsell A, Cronin J, et al. Определение характеристик оптоволоконного дозиметра на основе радиолюминесценции в лучевой терапии. 2013. ДАТЧИКИ IEEE. 2013: 1–4.

87.

Pietrzak R, Konefał A. Определение энергетических спектров в воде для рентгеновских лучей 6 МВ от медицинского линейного ускорителя. Acta Phys Pol B.2016; 47: 783.

Артикул Google ученый

88.

Скробала А., Адамчик С., Крушина-Мочальска М., Скурска М., Конефал А., Сухорска В. и др. Низкодозная радиотерапия вне поля, часть 2: расчет средних значений энергии фотонов для внеполевого энергетического спектра фотонов рассеянного излучения с использованием методов Монте-Карло. Рак / Радиотерапия. 2017; 21: 352–7.

CAS Статья Google ученый

89.

Азнар М.С., Андерсен К.Э., Бёттер-Йенсен Л., Бек С.А., Маттссон С., Кьер-Кристофферсен Ф. и др. Оптоволоконная люминесцентная дозиметрия в режиме реального времени для лучевой терапии: физические характеристики и применение в фотонных пучках. Phys Med Biol. 2004. 49: 1655–69.

PubMed Статья PubMed Central Google ученый

90.

Алхарби М., Гиллеспи С., Вулф П., Маккавана П., О’Киф С., Фоли М. Дозиметрические характеристики неорганического оптоволоконного датчика для лучевой терапии с внешним лучом.IEEE Sens J. IEEE. 2018; 19: 2140–7.

Артикул Google ученый

91.

Lambert J, Yin Y, McKenzie DR, Law S, Suchowerska N. Сцинтилляционная дозиметрия без Черенкова в радиотерапии внешним пучком со световодом с воздушным сердечником. Phys Med Biol. 2008; 53: 3071–80.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

92.

Беддар С. О возможной температурной зависимости отклика пластикового сцинтиллятора.Med Phys. 2012; 39: 6522.

PubMed Статья PubMed Central Google ученый

93.

Intermite A, Putignano M, Welsch CP. Технико-экономическое обоснование волоконно-оптического датчика для обнаружения потери луча на основе массива SPAD. Proc 9th Eur Work Beam Diagnostics Instrum Part Accel Basel, Switz. 2009. с. 228–30.

94.

Jang KW, Yoo WJ, Seo JK, Heo JY, Moon J, Park JY и др. Измерение и удаление черенковского света, генерируемого сцинтилляционным оптоволоконным датчиком, индуцированного пучками электронов высокой энергии с помощью спектрометра.Opt Rev.2011; 18: 176–9.

CAS Статья Google ученый

95.

Liu PZY, Suchowerska N, Lambert J, Abolfathi P, McKenzie DR. Пластическая сцинтилляционная дозиметрия: сравнение трех решений задачи Черенкова. Phys Med Biol. 2011; 56: 5805–21.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

96.

Fontbonne JM, Iltis G, Ban G, Battala A, Vernhes JC, Tillier J, et al.Сцинтиллирующий волоконный дозиметр для ускорителя лучевой терапии. IEEE Trans Nucl Sci. 2002; 49: 2223–7.

97.

Frelin AM, Fontbonne JM, Ban G, Colin J, Labalme M, Batalla A, et al. Спектральная дискриминация излучения Черенкова в сцинтилляционных дозиметрах. Med Phys. 2005. 32: 3000–6.

CAS PubMed Статья PubMed Central Google ученый

98.

Исикава М., Нагасе Н., Мацуура Т., Хирацука Дж., Сузуки Р., Миямото Н. и др.Разработка сцинтиллятора с разделением по длине волны и оптоволоконным дозиметром для компенсации эффекта излучения Черенкова. J Radiat Res. 2015; 56: 372–81.

CAS PubMed PubMed Central Статья Google ученый

Усовершенствования системы дозиметрии тканей на основе оптического сцинтиллятора

1.

Введение

Предыдущие исследования показали, что визуализация оптического сцинтилляции от пластиковых мишеней является жизнеспособным методом проведения дозиметрии поверхности во время лучевой терапии.Информация о дозе на поверхности получается из световых сигналов, захваченных от нескольких сцинтилляционных целей камерой с усилением и синхронизацией по времени. Этот метод был разработан для быстрого и удаленного получения многоточечной дозиметрической информации без необходимости в постэкспозиционной обработке. ^{1 , 2} Это исследование сосредоточено на количественной оценке улучшений как сцинтилляционного дозиметра, так и компонентов камеры. Сцинтилляторы были переработаны, чтобы повысить долговечность, простоту использования и химическую стойкость пластика к процедурам очистки.Спектральная чувствительность системы формирования изображения была оптимизирована, чтобы максимизировать отношение сигнал / шум (SNR) при обнаружении сцинтилляционного излучения света.

Усиленная камера, использовавшаяся в предыдущих экспериментах ^{1 , 2} была в первую очередь предназначена для визуализации излучения черенковского света — фотокатод был выбран для максимизации квантовой эффективности детектора в красных диапазонах длин волн, соответствующих производству черенковского света у животных и людей. ткани. ^{3 — 9} Тем не менее, было показано, что точечная дозиметрия поверхности все еще может быть выполнена благодаря достаточному перекрытию спектра излучения сцинтилляционных дисков со спектром квантовой эффективности фотокатода камеры.Камера была модернизирована для регистрации излучения сцинтилляционного света, что, в свою очередь, одновременно усиливает сцинтилляцию и подавляет обнаружение черенковского излучения.

Сцинтилляционные дозиметры были изначально разработаны с нерастворимым отражающим покрытием на задней поверхности и боковых краях, чтобы обеспечить высокий коэффициент излучения света на передней поверхности и минимизировать угловую зависимость обнаруженного сцинтилляционного света. ^{1 , 9 — 12} Для окраски сцинтилляторов использовали растворитель на водной основе, совместимый с конкретным составом пластика сцинтиллятора.Таким образом, покрытый слой является механически хрупким и химически очень чувствительным к обычным медицинским чистящим средствам. Чтобы преодолеть это, в более ранних версиях сцинтилляционного дозиметра требовалась одноразовая целлофановая обертка, обеспечивающая прикрепление к поверхности кожи; Таким образом, удалось избежать прямого контакта с поверхностью кожи пациента и отпустить необходимость в дезинфекции. Этот подход, однако, добавил дополнительную процедуру обработки во время рутинного клинического использования; был произведен редизайн, позволяющий проводить дезинфекцию и устранять необходимость в целлофановой упаковке и обращении с ней.

Были приняты меры по повышению механической и химической твердости отражающего покрытия: поскольку краска на эпоксидной основе не может использоваться из-за типичного пожелтения, вызванного дозой, а растворители на основе полиуретана несовместимы с мягкими пластиками, масло- На заднюю грань и край световозвращающего сцинтиллятора был нанесен защитный слой на основе краски. Это покрытие также помогает защитить дозиметр, обеспечивая более надежную работу — потенциальная потеря сигнала из-за повреждения (например,g., сколов краски или царапин на поверхности). Во время редизайна была установлена ​​цель прямого прикрепления сцинтиллятора к коже. Для этого использовалась клейкая подложка с минимальной площадью контакта для прикрепления сцинтиллятора к коже пациента. В этом исследовании мы представляем влияние таких модификаций как на дозиметрическую мощность, так и на клиническую применимость.

2.

Методы

Многие экспериментальные методы и дизайн были описаны в двух предыдущих исследованиях ^{1 , 2} , поэтому здесь описаны только отличительные особенности.

2.1.

Экспериментальная установка

Для этого исследования была выбрана партия из n = 10 сцинтилляционных дозиметров. Сцинтилляционные диски (Ø 15 мм × 1 мм толщиной) были изготовлены из пластика EJ-212 и изготовлены на заказ (Elijen Technologies, Sweetwater, Texas). Задние поверхности этих дисков были окрашены светоотражающей краской EJ-510 (Elijen Technologies). Все 10 дозиметров были протестированы для получения исходных измерений светоотдачи, толщины и влияния на дозу на поверхности. Цифровой штангенциркуль 500-193-30 AOS (Mitutoyo, Aurora, Illinois) использовался для измерения толщины дозиметра.Линейные ускорители Varian 2100 CD и Trilogy (Varian Medical Systems, Пало-Альто, Калифорния) использовались для облучения во время экспериментов с фантомами и сеансов визуализации пациентов, соответственно.

Пять из сцинтилляторов оставались неизмененными в качестве контролей, а остальные пять были модифицированы защитным покрытием и адгезивной подложкой в ​​соответствии с целями модернизации — модифицированная группа сцинтилляторов также подверглась очистке. Эти сцинтилляторы (n = 5) были покрыты глянцевым прозрачным покрытием на масляной основе (тип 280702, Rust-Oleum, Vernon Hills, Illinois).Сцинтилляторы очищали с использованием бактерицидных одноразовых салфеток Super Sani-Cloth Germicidal (PDI, Orangeburg, New York). В соответствии с текущими клиническими стандартами и стандартами, рекомендованными производителем, весь сцинтиллятор был тщательно протерт и намочен одноразовыми салфетками. Химическое чистящее средство оставляли на дозиметре на 2 мин. Адгезивные слои размером с сцинтиллятор (толщина 0,18 мм × 15 мм Ø) силиконакрилатной медицинской ленты с двойным покрытием из термопластичного эластомера 2477P с покрытием премиум-класса (3M Maplewood, Миннесота) были помещены на задние поверхности модифицированных сцинтилляторов, чтобы прикрепить их к фантому и пациенту. поверхности.Схема модернизированного сцинтиллятора показана на увеличенной панели рис. 1. Было оценено влияние нанесения защитного покрытия и адгезивной основы на дозу поверхности, толщину дозиметра и светоотдачу. Модернизированный сцинтиллятор показан бок о бок со сцинтиллятором, обернутым в целлофан на рис. 1.

Рис. 1

И «контрольный», и «модернизированный» сцинтилляционные дозиметры, установленные на фантоме с плоским экраном. «Контрольные» сцинтилляторы обернуты целлофаном и прикреплены с помощью медицинской ленты.Увеличенный вид сцинтиллятора «модернизированной конструкции» показывает толщину поливинилтолуолового (PVT) пластика, отражающую краску, защитное покрытие и клейкую основу.

Следуя ранее опубликованным методам, сцинтилляторы помещали непосредственно на откалиброванную ионизационную камеру (IC) с тонким окном PTW 23342 (PTW, Фрайбург, Германия), соединенную с электрометром Max 4000 (Standard Imaging, Миддлтон, Висконсин), для оценки воздействия толщины дозиметра от поверхностной дозы. ¹⁰ Образцы облучали на расстоянии 100 см от источника до поверхности (SSD) с использованием электронного поля 10 см × 10 см 6 МэВ при 1000 единиц монитора (МЕ) / мин.Мощность дозы была выбрана для минимизации времени эксперимента, мощность сцинтиллятора не зависит от мощности дозы. ¹⁰ Для справки, также было испытано влияние стандартного дозиметра с оптически стимулированной люминесценцией (OSLD) nanoDOT (Landauer, Glenwood, Illinois) на дозу на поверхности. Было рассчитано процентное изменение поверхностной дозы, вызванное размещением дозиметра на верхней части ИК.

Методика проведения поверхностной дозиметрии на основе сцинтилляционного изображения (включая технические характеристики настройки построения изображения, обработку изображений, алгоритм преобразования дозы и т. Д.)) был подробно описан ранее. ^{1 , 2 , 10} В общем, специальный алгоритм подгонки используется для подгонки свернутой по эллипсу гауссовой функции к каждому сцинтиллятору в пределах указанной области интереса (ROI) для каждого кадра сбора данных. Термин «светоотдача» определяется как сумма максимальных амплитуд подобранных профилей по всем кадрам. Для сбора результатов измерений светоотдачи сцинтилляторы прикрепляли к фантому из акриловой смолы с плоским экраном и облучали электронным пучком кожи с высокой дозой 6 МэВ (888 МЕ / мин).Чтобы имитировать настройку визуализации пациента, фантом располагался с использованием геометрии, описанной ниже. Световой поток преобразуется в дозу с использованием полученного извне калибровочного коэффициента, который учитывает образование черенковского света на диске. Для «красных» и «синих» камер необходимы разные калибровочные коэффициенты. ^{1 , 10}

2.2.

Визуализация пациентов: модификация системы визуализации

Предыдущая работа продемонстрировала возможность получения информации о дозе на поверхности кожи для пациентов, проходящих полную кожную электронную терапию (TSET), путем визуализации светового выхода пластиковых сцинтилляционных мишеней с помощью линейного ускорителя, синхронизированного, синхронизированного по времени, усиленного система камеры. ^{1 , 2} Для повышения чувствительности этой системы камеры к излучению сцинтиллятора усилитель с фотокатодом, чувствительным к красному свету, в стандартной камере C-Dose (DoseOptics LLC, Ливан, Нью-Гэмпшир) был заменен на один более чувствителен к синему свету. В остальном шасси и конструкция камеры C-доза не претерпели изменений. Для оценки спектральной чувствительности использовался откалиброванный перестраиваемый источник света (Dynasil TLS-6, Newton, Massachusetts).Измеренная спектральная чувствительность была перенормирована в единицы квантовой эффективности с использованием калибровочных записей усилителя, предоставленных производителем (Photonis Technologies, Merignac, Франция). Сравнительная визуализация сцинтиллятора была проведена у пациента, получавшего TSET с диагнозом грибовидный микоз. Пациент проходил лечение на 3-метровом SSD, а камера была расположена на расстоянии 4 м, непосредственно рядом с головкой гентри. Системы камер, чувствительные к красному и синему цвету, использовались для проведения поверхностной дозиметрии на протяжении всего курса лечения этого пациента в соответствии с ранее описанными методами.Чтобы облегчить сравнение с предыдущими данными, сцинтилляторы были прикреплены к пациенту с использованием целлофановой упаковки без добавления защитного покрытия. Сцинтилляторы TSET прикрепляли к верхней части руки, нижней части руки, груди, средней части, бедру, голени и стопе. ¹

3.

Результаты и обсуждение

3.1.

Модернизация дозиметра

3.1.1.

Измерения толщины и поверхностной дозы

Перед нанесением защитного покрытия средняя толщина сцинтиллятора (включая отражающую краску) как для контрольной, так и для модернизированной группы составляла 1.06 ± 0,03 мм. Было обнаружено, что добавление защитного покрытия увеличивает толщину дозиметров на 0,11 ± 0,02 мм. По сравнению с базовыми измерениями поверхностной дозы ИК (показаны зеленой точкой с соответствующим стандартным отклонением, STD, как вертикальная черта, рис.2), контрольная группа до модификации и группа редизайна показали среднее увеличение на 4,9 ± 0,1% (синие и красные горизонтальные пунктирные линии. , Рис.2). Для справки: стандартный OSLD увеличивает поверхностную дозу на идентичные 4,9 ± 0,1% (голубая звездочка, рис.2). После нанесения адгезивной основы сцинтилляторы, модифицированные после модификации, увеличили поверхностную дозу в среднем на 5,2 ± 0,1% и 0,3 ± 0,1% по сравнению с исходным уровнем IC и OSLD, соответственно. Таким образом, был сделан вывод, что воздействие на поверхность дозы после добавления защитного покрытия и адгезивной основы сравнимо с воздействием OSLD.

Рис. 2

Влияние толщины сцинтиллятора (n = 10) на поверхностную дозу. Показания, полученные с голым ИС, без установленных сверху дозиметров, показаны зеленой точкой, вертикальная зеленая полоса представляет STD в измерениях ИС.Увеличение поверхностной дозы на 5% по сравнению с этим исходным измерением показано горизонтальной пунктирной зеленой линией. Пре- и постмодификация относится к процессу редизайна: нанесению прозрачного покрытия и клеевой основы. «Модернизированная» группа сцинтилляторов подверглась процессу перепроектирования, а «контрольная» — нет. Следует отметить, что n = 5 «модернизированных» сцинтилляторов в секции до и после модификации являются одними и теми же дозиметрами. Голубая звездочка показывает влияние OSLD наноточек на дозу на поверхности. Горизонтальные пунктирные линии в каждом разделе представляют среднее значение соответствующих групп образцов.

3.1.2.

Проверка светового потока и очистка дозиметра

Все сцинтилляторы были прикреплены к фантому с плоским экраном, левая панель рис. 1. Сцинтилляторы контрольной группы не удалялись между этапами процесса модификации и очистки; однако дозиметры новой конструкции были сняты и повторно установлены между этапами. Модифицированные сцинтилляторы измеряли до и после нанесения защитного покрытия и процедур очистки, эти дозиметры были прикреплены с помощью клейкой основы на всех этапах.Было обнаружено, что для контрольной группы световой поток изменялся в среднем на <0,02% между сеансами визуализации. Среднее снижение светоотдачи на 2,6 ± 0,3% было измерено после нанесения защитного прозрачного покрытия по сравнению с исходным уровнем. После процедуры очистки было отмечено уменьшение светоотдачи модифицированных сцинтилляторов на <0,02%, рис. 3. Таким образом, было определено, что на светоотдачу модернизированных сцинтилляторов не влияла чистка салфетками Sani-Cloth.

Фиг.3

Световой поток сцинтиллятора отслеживается на различных этапах процесса модернизации. Различные оттенки красного и синего представляют собой отдельные сцинтилляторы. Среднее значение каждой группы образцов представлено пунктирной линией с цветовой кодировкой. «Покрытие» и «очистка» представляют собой измерения светового потока, полученные после нанесения защитного покрытия и очистки с помощью Sani-Cloth, соответственно. Контрольную группу не снимали с фантома с плоским лицом, и эту группу не подвергали покрытию или очистке.

3.2.

Модификация системы визуализации

3.2.1.

Повышенная чувствительность к сцинтилляциям

Спектр света, излучаемого сцинтилляционным дозиметром, находится в диапазоне от ∼400 до 515 нм, при этом длина волны максимального излучения составляет 422 нм. ¹⁰ Был выбран фотокатод с перекрытием максимальной квантовой эффективности регистрации и длины волны излучения сцинтиллятора. Квантовая эффективность датчиков была измерена и показана на рис.4 — абсолютный отклик и грубые спектральные профили были измерены производителем фотокатода (Photonis, Merignac, France), тогда как точные относительные спектры были измерены нашей исследовательской группой. Повышение чувствительности к сцинтилляционному излучению потенциально может позволить использовать все меньшие и более тонкие сцинтилляционные объемы во время сцинтилляционной дозиметрии. Это будет особенно важно во время сценариев обработки, когда минимизация возмущения поля более важна, например, когда размер поля меньше, а градиент дозы больше.Черенковское излучение, возникающее во время лечения, полезно для мониторинга и проверки геометрии поля излучения. ¹³ Несмотря на то, что «синяя» камера подавляет обнаружение черенковского света, можно по-прежнему визуализировать сигнал черенковского излучения с помощью окна и выравнивания в реальном времени, используя программное обеспечение сбора данных камеры CDose.

Рис. 4

Спектры излучения сцинтилляционного дозиметра ¹⁵ (черная сплошная линия, правая ось), наложенные на спектры квантовой эффективности регистрации фотокатодов, чувствительных к красному и синему (красные и синие пунктирные линии, данные соответствуют левым ось).

3.2.2.

Визуализация пациента

Сцинтилляторная дозиметрия проводилась в течение шести лечебных позиций TSET (передне-задняя, ​​задне-передняя, ​​левая и правая передне-наклонная, левая и правая-задняя косая) как для «красного», так и для « синие »-чувствительные камеры. Примеры изображений для переднезаднего положения представлены на рис. 5. В предыдущих отчетах представлены подробности, касающиеся распределения интенсивности по сцинтилляторам, профилей подгонки и связанных с ними ошибок. ^{1 , 10} Сцинтилляторы были прикреплены к семи дозиметрическим участкам по всему телу, в двух случаях во время визуализации с помощью «голубой» чувствительной камеры сцинтилляторы были удалены из стопы из-за проблем со стороны пациента. Таким образом, для анализа были учтены данные с дозиметрических пунктов (всего 80). Для справки: каждый сцинтиллятор был соединен с OSLD. Сравнивая дозу, измеренную OSLD, с дозой сцинтиллятора на дозиметрический участок, было обнаружено, что линейная зависимость существует как для «красных», так и для «синих» систем визуализации, R2 = 0.96 и 0,95 соответственно. Эти точки данных нанесены на график для этого пациента (PT6), а также для других пациентов, оцениваемых в течение последних 1,5 лет в пилотном исследовании на людях. ¹ Всего на рис. 6 представлены данные для n = 6 пациентов и 242 дозиметрических пункта. Данные показали, что независимо от того, использовалась ли камера, чувствительная к красному или синему, точная дозиметрия поверхности была достигнута. Процентная разница в дозе, измеренная OSLD и сцинтиллятором, составила <5% и <3% для сайтов 241/242 и 221/242, см. Рис.6.

Рис. 5

Примеры изображений пациента, перенесшего TSET в задне-переднем положении. (a) Цветная фотография, (b) фоновое изображение, (c) совокупное изображение, полученное «красной» камерой, и (d) совокупное изображение, полученное одновременно во время одного сеанса визуализации, как показано в (c), «синей» камерой. Значения интенсивности черенковской карты и карты интенсивности мерцаний, показанные на (c) и (d), имеют одинаковый масштаб. SNR нижнего сцинтиллятора спины (сцинтилляционный сигнал) и 50 × 50-пиксельная квадратная область интереса в центре спины (черенковский свет) увеличивались и уменьшались на 25 × и 7 × при сравнении (c) с (d), соответственно.

Рис. 6

(a) Разница в процентах (± 3% = зеленый и ± 5% = красный) между поверхностной дозой, измеренной сцинтиллятором и OSLD, на дозиметрическую площадку. (b) Связь между дозой на поверхности, измеренной сцинтиллятором, и OSLD. Линейная линия тренда и 95% доверительный интервал отображаются черным и зеленым цветом соответственно. Точки данных, полученные с помощью камер, чувствительных к красному и синему, показаны разными оттенками красного или синего цвета соответственно. Также показаны R2 и среднеквадратичная ошибка для каждого набора данных пациента.

4.

Заключение

Радиолюминесцентная визуализация развивалась как бесконтактный инструмент визуализации, позволяющий проводить количественную дозиметрию в течение нескольких лет. Достижения в области визуализации черенкова из ткани были важны для визуализации доставки излучения, но все же излучение ткани показывает свет, который ослабляется оптическими свойствами ткани. Для сравнения, сцинтилляция изображения обеспечивает прямой репортер дозы, если оптический сигнал может быть обнаружен способом, который не зависит от взаимодействия света с тканью. ¹⁴ Было показано, что этот подход к поверхностной дозиметрии на основе сцинтилляторов позволяет точно оценить дозу, и внесенные здесь модификации улучшат как чувствительность обнаружения, так и фактическую функцию дозиметра как биомедицинского инструмента. Нанесение защитного покрытия и клейкой основы помогает упростить процесс нанесения дозиметра, позволяет очищать дозиметр и снижает потенциальные повреждения, которые возможны при нормальном повседневном использовании. Усовершенствованная камера, чувствительная к синему цвету, используемая в этой сцинтилляционной дозиметрической системе, была изменена таким образом, что по сравнению с предыдущей версией, SNR черенковского излучения, обнаруженного из ткани, подавлено, а сцинтилляционный сигнал увеличен в 25 и 7 раз соответственно. .Это происходит из-за красного смещения черенковского света, излучаемого тканью, из-за поглощения кровью синих / зеленых длин волн. Благодаря этим улучшенным характеристикам обнаружения теперь возможно, что физические размеры сцинтиллятора могут быть уменьшены, или положение камеры может быть увеличено по расстоянию для того же SNR. Эти изменения для увеличения обнаружения светового потока соответствуют клиническим потребностям лечения, требующим минимального возмущения поля и минимального прерывания рабочего процесса.

Раскрытие информации

Все исследования были одобрены Внутренним наблюдательным советом Медицинского центра Дартмут-Хичкок, и от всех пациентов было получено информированное согласие.М. Джермин — сотрудник, а Б. Пог — президент DoseOptics LLC. П. Бруза ​​является главным исследователем суб-премии SBIR B02463 (основная награда NCI R44CA199681, DoseOptics LLC). У других авторов нет соответствующих финансовых интересов в этой статье и нет потенциальных конфликтов интересов, которые следует раскрывать.

Благодарности

Эта работа спонсировалась грантом NIH № R01 EB023909. Поставка оборудования и программного обеспечения для исследования была предоставлена ​​DoseOptics LLC в рамках гранта NIH № R44 CA199836.Общие ресурсы облучения от Онкологического центра Норриса Коттона, грант № P30 CA023106.

Ссылки

3.

J. M. Andreozzi et al., «Улучшение геометрии лечения в общей электронной терапии кожи: экспериментальное исследование углов линейного ускорителя и вкладов дозы рассеяния пола с использованием черенковской визуализации», Med. Физ., 45 (6), 2639 –2646 (2018). https://doi.org/10.1002/mp.12917 MPHYA6 0094-2405 Google Scholar

5.

р.Hachadorian et al., «Коррекция ослабления черенковского света в тканях с помощью визуализации в пространственно-частотной области для количественной дозиметрии поверхности во время лучевой терапии всей груди», J. Biomed. Опт., 24 071609 (2018). https://doi.org/10.1117/1.JBO.24.7.071609 JBOPFO 1083-3668 Google Scholar

6.

T. Miao et al., «Черенковская визуализация для анализа формы пучка линейного ускорителя как инструмент удаленной проверки электронной оценки качества», Med. Физ., 46 (2), 811 –821 (2018).https://doi.org/10.1002/mp.13303 MPHYA6 0094-2405 Google Scholar

11.

I. I. Tendler et al., «Техническое примечание: обеспечение качества и относительные дозиметрические испытания облучателя всего тела a60Co с использованием оптических изображений», Med. Phys., (2019). https://doi.org/10.1002/mp.13637 MPHYA6 0094-2405 Google Scholar

Биография

Ирвин И. Тендлер — докторант инженерной школы Тайера при Дартмутском колледже. Он заинтересован в разработке систем биомедицинской визуализации, связанных с медицинской физикой, и имеет опыт как в клинических, так и в лабораторных исследованиях.Его работа сосредоточена на использовании сцинтилляционного света для получения изображений для дозиметрии и обеспечения качества в радиационной онкологии. Он является двукратным победителем конкурса Симпозиума молодых исследователей Американской ассоциации физиков в медицине.

Петр Бруза ​​ — доцент кафедры технических наук Дартмутского колледжа. Его исследовательские интересы включают оптику в медицине, биомедицинскую визуализацию для лечения рака, дозовую визуализацию в лучевой терапии и световую визуализацию Черенкова.Его работа под названием «Трехмерная молекулярная визуализация черенковского листа обеспечивает пространственное разрешение всего тела 100 микрон» была удостоена звания «Лучшая физика» за физику визуализации.

Майкл Джермин — адъюнкт-профессор инженерной школы Тайера, Дартмутский колледж. Он является экспертом в области вычислительных решений для биомедицинских приложений. У него есть опыт в машинном обучении, компьютерном зрении, разработке программного обеспечения и разработке инструментов для хирургического руководства, визуализации рака, терапии и мониторинга лечения.

Антуан Флери — недавний выпускник Страсбургского университета, получивший степень бакалавра и магистра в области фотоники. Он проводил исследования по анализу спектрального выхода сцинтилляционного и черенковского излучения для оптики в медицине.

Бенджамин Б. Уильямс — адъюнкт-профессор медицины и радиологии Медицинской школы Гейзеля и адъюнкт-профессор технических наук инженерной школы Тайера при Дартмутском колледже.Он также является автором более 60 публикаций и практикующим медицинским физиком в Онкологическом центре Норриса Коттона в Медицинском центре Дартмут-Хичкок.

Лесли А. Джарвис — адъюнкт-профессор медицины в Медицинской школе Гейзеля в Дартмуте и практикующий онколог-радиолог в Онкологическом центре Норриса Коттона в Медицинском центре Дартмут-Хичкок. Она является автором более 70 публикаций и руководила переводом и внедрением черенковских изображений для полевой проверки в реальном времени и сцинтилляционной дозиметрии в клиническом рабочем процессе DHMC для мониторинга терапии рака.

Брайан В. Пог — профессор инженерных наук Маклина в Дартмутском колледже, директор программ магистратуры и докторантуры, а также адъюнкт-профессор хирургии в Медицинской школе Гейзеля. Он опубликовал более 330 рецензируемых статей и> 400 докладов на конференциях в области мониторинга терапии рака с помощью оптических сигналов, хирургии, медицины, медицинской онкологии и лучевой терапии. Наконец, он является соучредителем и президентом компании DoseOptics LLC.

Дэвид Дж.Гладстон — профессор медицины в Медицинской школе Гейзеля, адъюнкт-профессор инженерии в Инженерной школе Тайера в Дартмуте и руководитель клинической физики онкологического центра Норриса Коттона. Его профессиональные интересы включают ультраконформную лучевую терапию для защиты нормальных тканей от вторичных повреждений, лучевую терапию с визуальным контролем, биологическую синхронизацию терапевтических рентгеновских лучей, брахитерапию с визуальным контролем, излучение Черенкова во время лучевой терапии и дозиметрию ЭПР.

Сцинтилляционная дозиметрия (визуализация в медицинской диагностике и терапии) 1, Beddar, Sam, Beaulieu, Luc

«… заполняет важный пробел в области обнаружения. Текст исчерпывающий, сфокусированный и четко собран. Медицинские физики сочтут это важным дополнением к своим справочным библиотекам».
―Пол М. ДеЛука, младший, почетный проректор и профессор кафедры медицинской физики Висконсинского университета, Мэдисон, США

«Эта книга, отредактированная гуру сцинтилляционной дозиметрии Сэмом Беддаром и Люком Болье, очень своевременна и актуальна. всесторонний вклад в понимание и развитие приложений сцинтилляционной дозиметрии.Он будет чрезвычайно полезен любому, кто прикоснется к сцинтилляционным дозиметрам, обучит их или исследует их ».
―Якоб (Джейк) Ван Дайк, почетный профессор Западного университета, Лондон, Онтарио, Канада

«… успешно переносит читателя от основных принципов к передовые приложения в области медицинской физики. … Приносит новое понимание процветающей области и станет краеугольным камнем для будущих достижений в сцинтилляционной дозиметрии ».
―Кари Тандеруп, доктор философии, кафедра клинической медицины и кафедра онкологии, Орхусский университет, Дания

« Отличный источник не только для основы дозиметрии органических сцинтилляторов, а также его применение в дозиметрии радиационной онкологии.Мне особенно понравилось сравнение с другими детекторными системами. Я бы порекомендовал [эту книгу] не только физикам-медикам, заинтересованным в использовании сцинтилляционных детекторов, но и тем, которые могут быть обновлены при измерениях дозы для определения характеристик пучка, проверок перед лечением и дозиметрии in vivo как при дистанционной лучевой терапии и брахитерапия ».
―Нурия Хорнет, доктор философии, Госпиталь Санта-Креу-и-Сант-Пау, Барселона, Испания

« Я приветствую новую захватывающую книгу из этой выдающейся серии; [книга] по актуальной теме сцинтилляционной дозиметрии.Книга охватывает основные принципы и широкий спектр приложений, которые многие найдут очень интересными ».
―Франк Верхаген, профессор и руководитель отдела клинических исследований физики, клиника MAASTRO, Маастрихт, Нидерланды

« хорошо структурирована и проста в использовании. У этого учебника была амбициозная цель — стать справочником по сцинтилляционной дозиметрии, прежде всего, а во-вторых, для других дозиметрических систем на основе люминесценции. Он предоставляет фантастический и необходимый обзор / обновление многих новых люминесцентных дозиметрических систем.Текст охватил большой объем работы и представил все ключевые концепции. Я считаю, что авторы смогли достичь своей цели. Я рекомендую этот текст всем студентам, клиническим физикам и физикам-исследователям, интересующимся дозиметрией, особенно оптическими системами, и обязательное чтение для тех, кто хочет использовать PSD в клинике … обязательно к прочтению для тех, кто интересуется системами дозиметрии на основе люминесценции ».
— Австралазийская физическая и техническая наука в медицине (октябрь 2016 г.), обзор Александра М.К. Сантос

—Этот текст относится к альтернативному изданию kindle_edition.

Сэм Беддар , доктор философии, штатный профессор отделения радиационной онкологии Техасского университета (Юта), онкологический центр Андерсона, Хьюстон, США; профессор, являющийся сотрудником Департамента физики, Génie Physique et Optique, Университет Лаваля, Квебек, Квебек, Канада; и адъюнкт-профессор кафедры медицинской физики Медицинской школы Университета Висконсина, Мэдисон, Висконсин, США. Он также является руководителем клинических исследований и начальником службы желудочно-кишечного тракта в отделении радиационной физики онкологического центра UT MD Anderson.Его исследовательские интересы включают сцинтилляционную дозиметрию, интраоперационную лучевую терапию, четырехмерную компьютерную томографию, методы четырехмерной магнитно-резонансной томографии для лучевой терапии и оперативную гамма-визуализацию для протонной терапии. Он был наставником для многих аспирантов, докторантов и клинических ординаторов. Д-р Беддар опубликовал более 140 научных работ и глав в книгах, а также выступал в качестве рецензента в группах по обзору исследовательских секций Национального института здоровья (NIH).Доктор Беддар был главным исследователем, соисследователем и / или руководителем проекта по грантам NIH R01, SBIR фазы I, SBIR II, P01, R21, R43, R44 и T32, а также по многочисленным промышленным грантам. Он работал младшим редактором журнала Medical Physics , редактором раздела журнала Journal of Applied Clinical Medical Physics и рецензентом многих научных журналов, включая Международный журнал радиационной онкологии, биологии, физики и Physics. в медицине и биологии .

Люк Болье , доктор философии, профессор кафедры физики и директор программы медицинской физики в Университете Лаваль, Квебек, Квебек, Канада (входит в 10 ведущих исследовательских университетов Канады), а также медицинским специалистом. физик и руководитель исследовательской группы медицинской физики в отделении радиационной онкологии, Госпитальный университет Квебека, Квебек, Канада. Он является лауреатом множества наград и организовал множество международных конференций.Доктор Болье был автором или соавтором более 185 статей, опубликованных в реферируемых журналах. Он занимал пост президента Канадской организации медицинских физиков и является активным членом Американской ассоциации физиков в медицине, Американского общества терапевтической радиологии и онкологии, Европейского общества лучевой терапии и онкологии и Американского общества брахитерапии. Научные интересы доктора Болье включают брахитерапию под визуальным контролем, методы расчета дозы Монте-Карло и разработку детекторов.

—Этот текст относится к альтернативному изданию kindle_edition. Статус

и их применение для обеспечения качества и дозиметрии in vivo на Vimeo

Ежегодное собрание AAPM 2013
Люк Болье, доктор философии, Centre Hospitalier Univ de Quebec, Квебек, Квебек, QC, G1R 2J6 СОЕДИНЕННЫЕ ШТАТЫ
Для получения дополнительной информации об Американской ассоциации физиков в медицине посетите сайт aapm.org/

Разработка пластикового сцинтилляционного детектора (PSD) системы дозиметрии развиваются уже два десятилетия.Предметная область является предметом пристального исследовательского интереса, который в последнее время породил множество публикаций. Системы PSD вводятся на рынок. Были предложены многочисленные системы PSD для лучевой терапии внешним пучком и брахитерапии, в большинстве случаев отличающиеся от исходных систем небольшими изменениями в одном или нескольких компонентах, таких как фотодетектор. Однако несколько крупных технологических и инженерных инноваций позволили этой новой технологии быть принятой сообществом, которое помогло запустить эти системы для коммерциализации (Standard Imaging, Radiadyne и т. Д.).

Сцинтилляционные материалы (пластик, сцинтилляционные волокна и жидкость) обладают многими свойствами, которые делают их идеальными для дозиметрии, включая водный эквивалент и энергетическую независимость для фотонов МВ, линейность с дозой, независимость от мощности дозы, высокое пространственное разрешение и быстрое время отклика наносекунды. Следовательно, для этих детекторов не требуются обычные коэффициенты преобразования и / или поправки, используемые для других широко используемых детекторов для преобразования показаний дозиметра в поглощенную дозу. Эта эволюция началась с точечных детекторов и привела к матричным массивам, которые реагируют на постоянно возрастающую сложность областей лучевой терапии, таких как IMRT, дозиметрия малых полей или их включение в специальные аппликаторы для пациентов для контроля дозы в реальном времени.

В этой лекции будет представлен краткий обзор дозиметрических характеристик и свойств PSD при воздействии пучков фотонов высокой энергии. Мы представим несколько недавних применений систем PSD для EBRT и брахитерапии (приложения для обеспечения качества и дозиметрии in vivo). Мы кратко представим доступные и скоро появящиеся коммерческие продукты, относящиеся к этому виду дозиметрии.

Цели обучения:
1. Изучить физику, лежащую в основе органических сцинтилляционных материалов, и свойства пластиковых сцинтилляционных детекторов, используемых в дозиметрии излучения.
2. Понять принципы методов, связанных с недавними инновациями PSD в EBRT и брахитерапии.
3. Определите потенциальные приложения, которым могут быть полезны эти системы PSD.

Финансовая поддержка, раскрытие информации и конфликт интересов: NIH

.