Masarykova univerzita. Lékařská fakulta

Transkript

1 Masarykova univerzita Lékařská fakulta Vliv na snížení dávky pacientů pomocí vykrývání mimo dopadové pole při skiagrafii Bakalářská práce v oboru radiologický asistent Vypracovala: Vedoucí práce: Pavla Hanskutová Mgr. Pavel Kratochvíl Brno, březen 2013

2 Poděkování Děkuji Mgr. Pavlu Kratochvílovi za vedení práce, poskytnutí podkladů a ochotu při naší spolupráci. Také děkuji RNDr. Zdeňkovi Kopeckému za provedení simulace a dalším pracovníkům firmy VF a.s., kteří měli co dočinění s přípravou dozimetrického vybavení. Mé poděkování patří také pracovníkům radiologické kliniky fakultní nemocnice Brno, za umožnění provedení mého měření.

3 Čestné prohlášení Prohlašuji, že jsem bakalářskou práci na téma Vliv na snížení dávky pacientů pomocí vykrývání mimo dopadové pole při skiagrafii vypracovala samostatně, pouze s použitím pramenů a literatury uvedených v seznamu citované literatury. Prohlašuji, že v souladu s 47b zákona č. 111/1998 Sb. v platném znění souhlasím se zveřejněním své bakalářské práce. V Brně, dne:... Pavla Hanskutová

4 Anotace Tato bakalářská práce je zaměřena na zjištění účinnosti vykrývání pacientů mimo dopadové pole při skiagrafii. Svou práci jsem rozdělila na teoretickou a praktickou část. V teoretické části jsem popsala vznik rentgenového záření, jeho interakce s látkou, biologické účinky ionizujícího záření, princip dozimetrie a její veličiny, radiační ochranu a využití fantomů. V praktické části jsem prováděla měření absorbované dávky na lidské tělo za pomoci fantomu, ochranné zástěry a TL dozimetrů. Cílem práce bylo provést měření pomocí TLD na fantomu a následné porovnání výsledků s výsledky simulace. V hypotéze jsem předpokládala, že vykrývání mimo primární svazek záření snižuje dávku, kterou pacient obdrží. Z výsledků vyplynulo, že mnou stanovená hypotéza se potvrdila. Klíčová slova: rentgenové záření, ionizující záření, biologické účinky záření, dozimetrie, TLD, fantom, ochranné pomůcky This bachelor thesis focuses on the effectiveness of covering patients outside impact field during skiagraphy. I divided my work into theoretical and practical parts. In the theoretical part, I described the generation of X-ray radiation, its interaction with matter, biological effects of ionizing radiation, principles of dosimetry and its values, radiation protection and the use of phantoms. In the practical part I did the measurements of absorbed dose to the human body with the help of the phantoms, protective aprons and TL dosimeters. The aim was to perform measurements with TLDs on a phantom and then to compare the results with simulation results. In hypothesis I have assumed that the covering outside of the primary beam reduces radiation dose the patient receives. The results confirmed my stated hypothesis. Key words: X-rays, ionizing radiation, biological effects of radiation, dosimetry, TLD, dummy, protective equipment.

5 Obsah 1. Úvod Teoretická část Rentgenové zobrazovací diagnostiky Interakce rentgenového záření s látkou Pružný rozptyl Fotoelektrický jev Comptonův rozptyl Elektron-pozitronové páry Vznik rentgenového záření Brzdné záření Charakteristické záření Ionizující záření jeho biologické účinky Fyzikální fáze Fyzikálně chemická fáze Chemická neboli biochemická fáze Biologická fáze Přímé účinky Nepřímé účinky Nepříznivé účinky Stochastické účinky Nestochastické účinky Relativní biologická účinnost zářeni Lineární přenos energie Střední hustota ionizace Dávkový ekvivalent Dozimetrie Dozimetrické veličiny Absorbovaná dávka D Dávkový příkon Kerma K Kermový příkon K Expozice X... 26

6 Expoziční příkon X Veličiny používané v radiační ochraně Dávkový ekvivalent H Ekvivalentní dávka H T Efektivní dávka E Detekce ionizujícího záření TLD termoluminiscenční dozimetr Základní způsoby ochrany před zářením Stínění rentgenového záření Fantomy Praktická část Cíl práce Hypotéza Použité metody Simulace Měření na CT Měření na skiagrafii Měření ionizační komůrkou Výsledky Výsledky ze simulace Výsledky z CT Výsledky ze skiagrafie Výsledky měření ionizační komůrkou Diskuze Závěr Seznam použité literatury Seznam použitých zkratek Přílohy... 60

7 1. Úvod Tato bakalářská práce s názvem Vliv na snížení dávky pacientů pomocí vykrývání mimo dopadové pole při skiagrafii je rozdělena do dvou oddílů. Teoretická část se zabývá popsáním problematiky vzniku rentgenového záření, jeho interakce s látkou, biologických účinků ionizujícího záření, principu dozimetrie a veličinám v dozimetrii využívaných, radiační ochrany a využití fantomů. V praktické části jsou uvedeny a popsány metody měření. Následně jsou zde popsány výsledky měření, a to za pomoci tabulek a grafů. 7

8 2. Teoretická část 2. 1 Rentgenové zobrazovací diagnostiky Již více jak sto let se rozvíjí rentgenová diagnostika, za jejíž počátek vděčíme panu Wilhelmu Conradu Röntgenovi a jeho slavnému obrázku snímku ruky jeho ženy. Tato metoda má své výhody i nevýhody. Za výhodu považujeme, že je tato metoda poměrně přesná a za relativně nízkou cenu. Bohužel nevýhodou je zde vždy nějaká zátěž pro vyšetřované, a tou je ionizující záření. Rentgenové zobrazovací metody jsou založeny na principu rozdílného rozptylu a absorpce rentgenového záření v různých tkáních celého lidského těla. Následkem těchto dvou procesů se zeslabuje procházející svazek záření z původní intenzity I 0. Názorně to můžeme dokázat vztahem I..značí intenzitu po průchodu vrstvou absorbentu (u nás lidské tělo) d.je tloušťka vrstvy µ.je absorpční koeficient Absorpční koeficient závisí na tzv. efektivním protonovém čísle absorbujícího prostředí. Toto číslo je dáno průměrem protonových čísel zastoupených prvků. Je zde taky závislost na energii procházejícího záření a druhu interakce záření s látkou (pružný rozptyl, fotoelektrický jev, Comptonův rozptyl, tvorba elektron-pozitronových párů). [1][3] Interakce rentgenového záření s látkou Rozlišujeme čtyři základní interakce fotonů s látkou. Za prvé pružný rozptyl, za druhé fotoelektrický jev, dále Comptonův rozptyl, a v neposlední řadě tvorba elektron-pozitronových párů. [1][3] 8

9 Pružný rozptyl Pružný rozptyl, známý také jako koherentní nebo Rayleigův rozptyl, je interakce, při které atom absorbuje velké množství záření. Poté přestupuje do excitovaného stavu, tedy obsazuje vyšší energetickou hladinu. Následně emituje kvantum záření o stejné energii. Tato emise se neliší od původního fotonu, je zde jen malá změna ve směru jeho šíření. Přestože tato interakce patří do základních, není z medicínského hlediska příliš zajímavá, neboť je zanedbatelná při relativně nízkých energií záření a u lehkých atomů. [1][3] Fotoelektrický jev Při této interakci foton předá svou energii některému elektronu z vrstvy elektronového obalu atomu. Nejpravděpodobněji k tomu dochází z vrstvy, která je nejblíže atomovému jádru. Tento jev si můžeme názorně vysvětlit ve vzorečku h. Planckova konstanta ( ) f.. frekvence vlnění W. výstupní práce elektronu (vazebná energie) m..hmotnost částice v...rychlost Výraz nám dává energii dopadajícího fotonu. Tuto energii potřebujeme k přeměně v tzv. výstupní práci elektronu. Tato energie je též transformována v energii kinetickou vyraženého elektronu. Ve vzorečku je to vyjádřeno částí. [1][3] 9

10 Obrázek č. 1: Schéma měření fotoelektrického jevu (Zdroj: DVOŘÁK, P. Světlo II. Světlo jako částice. In: Jihlavská astronomická společnost [online] [cit ]. Dostupné z WWW: Při tomto procesu je hmotnostní koeficient útlumu komplikovaně závislý na energii dopadajících fotonů. Na křivce, kde je znázorněna závislost na útlumu energie fotonů, můžeme pozorovat několik útlumových vrcholů (maxim). Ty odpovídají optimálním energiím, které jsou potřeba pro vyražení elektronů z vrstev elektronového obalu (K, L, M, N, O, P, Q). Neobsazená místa v těchto vrstvách musejí být co nejdříve obsazena elektrony vyšší energetické hladiny. Při tom dochází k emisi fotonu o energii rozdílu vyšší a nižší hladiny (charakteristické záření), nebo je tato energie spotřebována na uvolnění dalšího elektronu z vnější slupky atomu (tzv. Augerův elektron). Charakteristické fotony interagují s jinými atomy, tedy přesněji řečeno s jejich elektronovými obaly. Tím se přeměňuje ve výstupní práci elektronů. Dochází tak k opětovnému fotoelektrickému jevu, zde již energie sekundárních fotonů klesá. Z tohoto důvodu jen malá část sekundárního rentgenového záření uniká z námi ozařovaného předmětu, a to většinou z jeho povrchových obalů (vrstev). Při nižších energiích fotonů rentgenového záření dochází k útlumu fotonového záření procesem fotoelektrického jevu. Převažující postavení fotoelektrického jevu zaznamenáváme při energiích fotonů keV. Důležitá je i závislost na protonovém čísle atomů, které jsou přítomny v námi ozařovaném prostředí. [1][3][7] 10

11 Comptonův rozptyl Touto interakcí se zabýváme při vyšších energiích fotonů. Zde se nám vazebná energie elektronů W stává zanedbatelnou v porovnání s energií dopadajících fotonů. Můžeme říci, že se blíží interakci fotonu s elektronem případu interakce s volným elektronem. Navíc zde není energie fotonu úplně absorbována, což způsobuje vznik fotonu o nižší energii. Obrázek č. 2: Comptonův rozptyl. Podle kvantové hypotézy platí pro rozptyl fotonu na volném elektronu zákony zachování energie a hybnosti (zdroj: HORSKÝ, P. Univerzitní příprava gymnaziálních učitelů fyziky (se zvláštním zřetelem ke kvantové mechanice)[online] [cit ]. Dostupné z WWW: Vyražený elektron již nese jen část původní energie dopadajícího fotonu. Rovnice k tomuto jevu by vypadala takto Platí zde změna vlnové délky fotonu f = c/λ. Tuto změnu nazýváme Comptonův posun. Zde platí, že f 1 je větší než f 2. Z toho můžeme odvodit vztah 11

12 (théta).značí úhel, pod kterým je foton rozptylován (nabývá hodnot v rozmezí ± 90 ) Comptonův rozptyl jako jeden ze základních interakcí s látkou převažuje při energii fotonů v rozmezí 0,1 5MeV. Pro nás je nejdůležitější uvést, že Comptonův rozptyl se projevuje nežádoucně v rentgenové diagnostice. Zhoršuje kontrast snímků. Rozptýlené fotony ozařují receptor obrazu/detektor i v místech, na která fotony primárního svazku fotonů nemohou dopadnout. Obrázek č. 3: Při Comptonově jevu dopadá na uhlíkový terčík rentgenové záření o vlnové délce λ. V rozptýleném záření je kromě záření s původní vlnovou délkou λ i záření s větší vlnovou délkou λ'. (zdroj: HORSKÝ, P. Univerzitní příprava gymnaziálních učitelů fyziky (se zvláštním zřetelem ke kvantové mechanice)[online] [cit ]. Dostupné z WWW: Tomuto jevu můžeme částečně zamezit použitím speciálních clon. [1][3][12] Elektron-pozitronové páry Tvorba elektron-pozitronových párů je zajímavý jev, bohužel energie fotonů potřebné pro tuto interakci jsou mimo oblast zájmu rentgenové diagnostiky. Tento jev se může částečně uplatnit v oblasti léčby maligních nádorů. [1][3] 12

13 Vznik rentgenového záření Počátky rentgenového záření připisujeme německému fyzikovi Wilhelmu Conradu Röntgenovi, a to v roce Pan Röntgen vypozoroval zajímavý jev při experimentu s vedením elektrického proudu ve velmi zředěných plynech. Když připojil na anodu a katodu umístěné v trubici obsahující vakuum vysoké elektrické napětí, zpozoroval, že fluorescenční stínítko, které bylo námi zmíněnou trubicí, začalo světélkovat. Všiml si také, že fotografické desky umístěné v blízkosti této trubice se zdály být ozářeny světlem, přestože byly v neprůsvitném obale. Toto chování, jak zčernání desek, tak světélkování fluorescenčního stínítka, si Röntgen vysvětloval tím, že jeho trubice vytváří neviditelné pronikavé záření. Toto zjištění zanedlouho publikoval a nazval ho paprsky X. K úplnému vysvětlení tohoto jevu došlo až o několik let později. V dnešní době víme, že paprsky X jsou vlastně svazky fotonů, kvant elektromagnetického pole o vysoké energii. Tuto energii nám určuje Planckův vzorec: E = h. f E.. je energie fotonů h.. Planckova konstanta f frekvence kmitů Paprsky rentgenového záření ionizují atomy prostředí, způsobují tak chemické reakce prostřednictvím volných radikálů a způsobují tak vážná poškození živých organismů. V dnešní době získáváme rentgenové záření ze zařízení zvané rentgenka čili Coolidgova trubice. Je to jednoduché zařízení. Skládá se z evakuované skleněné trubice, ve které se nachází dvě elektrody jak kladně nabitá anoda, tak záporně nabitá žhavená katoda. K elektrodám přivádíme vysoké stejnosměrné elektrické napětí. Jsou to desetitisíce voltů či více. Vlákno katody vydává vysokou teplotu, která umožňuje termoemisi elektronů z jejího povrchu. Takto vytvořený elektronový oblak je přitahován elektrostaticky k anodě. Elektrony tímto způsobem získávají vysokou rychlost. Celá 13

14 původní potenciální energie E p se těsně před dopadem elektronu na povrch anody mění na kinetickou energii E k. [1][3] Vyjadřuje to vzorec: E k = 1/2m.v 2.. je kinetická energie elektronu v.. je rychlost elektronu m..je jeho hmotnost Z toho můžeme vyvodit, že rychlost elektronu dopadajícího na anodu se dá vypočítat dle vzorce: Jestliže se veškerá energie fotonu přemění po dopadu na anodu v energii fotonu rentgenového záření, tak maximální energie tohoto fotonu může teoreticky dosáhnout hodnot, kdy: Nyní můžeme říci, že energie emitovaných fotonů rentgenového záření je přímo úměrná napětí U mezi katodou a anodou. Schematický průřez rentgenkou. [1][3] 14

15 Obrázek č. 4: Schéma rentgenky (Zdroj: NDT. Zdroj záření. Ndt.cz [online] [cit ]. Dostupné z WWW: Dále se zaměříme na mechanismus tvorby rentgenového záření. Uplatňují se zde dva mechanismy. [1][3][8] Brzdné záření U Coolidgovy trubice je anoda vyrobena z těžkého kovu, nejčastěji jím bývá wolfram. Elektronový obal wolframu obsahuje mnoho elektronů. Elektrony, které jsou urychleny elektrostatickým polem, jsou při dopadu na wolframovou anodu prudce brzděny velkou odpudivou silou. Při tomto ději tak ztrácejí kinetickou energii. Dochází zde také k přeměně na energii emitovaných fotonů rentgenového záření. Bohužel tímto procesem se jen asi 0,1% kinetické energie přeměňuje na energii fotonů rentgenového záření, zbytek se mění v teplo. Proto musíme anodu intenzivně chladit vodou či rotací, přičemž dochází ke změně dopadového pole elektronového svazku. Tomuto vzniku záření říkáme brzdné záření. [1][3] 15

16 Charakteristické záření Toto rentgenové záření popisujeme na základě struktury elektronového obalu terčových atomů. Z nejvnitřnějších vrstev K nebo L mohou dopadající elektrony vyrazit elektron. Tím nám vzniká volné neobsazené místo, které musí být ihned obsazeno jiným elektronem z vnějších vrstev. Jsou zde značné energetické rozdíly mezi vnitřními a vnějšími elektronovými obaly, hlavně u těžkých kovů. Při přeskocích elektronů tedy musí být uvolněno značné množství energie. To umožňuje vytváření fotonů rentgenového záření. [1][3] 16

17 2. 2 Ionizující záření jeho biologické účinky Hlavním účinkem ionizujícího záření je interakce elektromagnetické či korpuskulární složky s elektronovým obalem atomu. Dochází tak k excitaci nebo ionizaci. Tyto účinky jsou hlavním spouštěčem celé řady fyzikálních, fyzikálněchemických, biochemických a biologických reakcí. Představují soubor sekundárních účinků a ve svém důsledku vedou k poškození ozařovaného organismu. Může dokonce dojít až k jeho zániku. Teď se budeme zabývat jednotlivými fázemi působení ionizujícího záření na živý organismus.[1] Fyzikální fáze Zde se vyskytují primární účinky. Charakterizovat to můžeme jako absorpce energie dopadajícího záření v atomovém či molekulárním absorbentu. Průměrně se tato doba pohybuje kolem s. [1] Fyzikálně chemická fáze Je to období mezimolekulárních interakcí, kdy dochází k absorpci energie a vlastnímu energetickému převodu. Zde se pohybujeme v čase kolem s. [1] Chemická neboli biochemická fáze Zde se tvoří chemické radikály. Zahrnuje také jejich interakce s biologicky významnými molekulami, jako jsou nukleové kyseliny či bílkoviny. Tato fáze trvá zhruba [1] Biologická fáze Je soubor interakcí produktů zde zmíněných předešlých fází s biologickým systémem, a to především na různých úrovních jejich organizovanosti. Například na úrovni buněk, tkání, orgánů, celého organismu a dalších. Podle úrovně buněčné organizovanosti se dále posuzuje délka této fáze, která je velmi kolísavá. Časy se zde pohybují od sekund až po léta. Z těchto poznatků můžeme vyvodit, že doba, která uplyne od okamžiku absorpce ionizujícího záření jak atomem, tak molekulou 17

18 absorbentu, do vzniku nějakých změn, je v biologicky významných makromolekulách velmi krátká, tudíž nepřesahuje většinou ani jednu mikrosekundu. Oproti tomu rozvoj biologických změn je podstatně delší. Souvisí to se složitostí metabolických pochodů v živých organismech. Také se širokou existencí sítě zpětnovazebných spojení. Biologické účinky ionizující záření dělíme na přímé a nepřímé. [1] Přímé účinky Zde můžeme zařadit fyzikální a fyzikálněchemický proces spojený s absorpcí zářivé energie. To vede bezprostředně ke změnám jak v metabolicky, tak geneticky významných buněčných strukturách. Nejvíce se vyskytuje v buňkách s nízkým obsahem vody. Tuto teorii o přímém účinku někdy literatura uvádí jako teorii zásahovou. Jejíž podstatou je fyzikální přenos energie. [1] Nepřímé účinky Zaobíráme se zde produkty radiolýzy vody, hlavně volnými radikály H * a OH *. Tyto radikály vedou k molekulovým produktům radiolýzy vody (H 2, O 2, H 2 O 2 ), které tak vzájemně působí s biologicky významnými molekulami i buněčnými strukturami. Nepřímý účinek se převážně vyskytuje v buňkách, kde je vysoký obsah vody. Zmíněné volné radikály nenesou elektrický náboj. Mají volný nepárový elektron, který z nich dělá vysoce reaktivní látky s oxidačně redukčními účinky. Těmito účinky jsou schopny štěpit různé druhy intramolekulárních vazeb v biomolekulách a tím degradovat jejich prostorovou strukturu, která je jinak nutná pro zachování jejich biologické funkce. Tato teorie je často nazývaná jako radikálová teorie, jejíž podstatou je chemický přenos energie. [1] Při poškození buňky radiačním zářením se oba mechanismy objevují společně. Jsou zde ale rozdíly v jejich účinnosti a to v závislosti na celkové dávce záření a způsobu její aplikace. Dále na použitém druhu ionizujícího záření a v neposlední řadě na metabolickém stavu ozářeného organismu. [1] Pokud bychom se zaměřili na proliferující buňky, můžeme zde sledovat tyto postupné fáze radiačního poškozeni. Zaprvé se dočasně zastaví proliferace, zadruhé 18

19 nastává reproduktivní smrt buněk a za třetí, okamžitá smrt buněk. Citlivost buněk na ionizující záření nazýváme radiosenzitivita. Jejich odolnost pak radiorezistence. Ta však závisí vedle již zmíněných faktorů na mnoha dalších okolnostech. Především na schopnosti buňky reparovat radiační poškození. Tato reparační schopnost se více vyskytuje u mnohobuněčných organismů. [1] Dávka, jež způsobí smrt mnohobuněčného organismu, je dávka letální. Letální dávku můžeme rozdělit do třech kategorií. - Minimální letální dávka označujeme ji LD min. Je to dávka záření, která postačuje ke smrti jediného jedince ozářené skupiny. - Střední letální dávka značka LD 50/T, je dávka záření, kdy za určitý čas T je způsobena smrt padesáti procent ozářených jedinců - Úplná letální dávka označení LD 100/T. Tato dávka ionizujícího záření v určeném čase vyvolá smrt u všech námi ozářených jedinců. [1] Nepříznivé účinky Dále můžeme rozdělit účinky ionizujícího záření na stochastické a nestochastické. U stochastických účinků dochází ke změně jedné nebo několika málo buněk. U nestochastických účinků zaniká velké množství buněk v buněčné populaci. [4] Stochastické účinky Též označovány jako účinky pravděpodobnostní můžeme rozdělit do dvou velkých skupin. A to na nádory indukované zářením (u nepohlavních buněk) a genetické změny (u pohlavních buněk). Platí zde, že zvýšení dávky záření je spojeno se zvýšenou pravděpodobností těchto změn. [4] Stochastické účinky jsou charakterizovány tím, že: - jsou bezprahové, každé zvýšení dávky je spojeno s úměrným zvýšením pravděpodobnosti vzniku stochastických účinků, - frekvence výskytu se zvyšuje s dávkou, avšak jejich závažnost nikoliv, stupeň malignity nádoru vyvolaného ionizujícím zářením nezávisí na dávce; 19

20 - lze předpovědět vzestup těchto účinků v ozářené populaci, ale není možné rozpoznat v každém jednotlivém případě, zda se jedná o následek ozáření; nádory a genetická poškození se neliší od obdobných poruch zdraví spontánně vznikajících v neozářené populaci; - účinek opakovaných dávek je aditivní, tj. stochastické účinky spojené s jednotlivými dávkami obdrženými v různých časech např. během jednoho roku se sčítají. Koncepce radiační ochrany v oblasti stochastických účinků je založena na předpokladu platnosti lineární bezprahové závislosti pravděpodobnosti těchto účinků na absorbované dávce, která je charakterizována přímkou. [5] Nestochastické účinky Mezi nestochastické neboli deterministické účinky patří: o Akutní nemoc z ozáření o Akutní lokalizované poškození o Poškození plodu o Nenádorová pozdní poškození Tyto účinky se projevují tehdy, jestliže dávka záření je nad tzv. dávkovým prahem, který je charakteristický pro daný deterministický účinek. Dále platí, že vedle pravděpodobnosti odezvy je i intenzita deterministického účinku závislá na absorbované dávce záření. Znamená to, že velké množství buněk musí uhynout, nebo musí být změněna jejich funkce, aby se tyto efekty projevily. S dalším zvyšováním dávky je postiženo 100% buněk. Pro vztah účinku a dávky platí typické esovité křivky. [5] 20

21 Obrázek č.5: Grafické vyjádření stochastických (a) a deterministických účinků (b). (Zdroj: NAVRÁTIL, L., ÖSTRERREICHER, J. Klinické projevy akutní nemoci z ozáření (ANO). In: eamos [online] [cit ]. Dostupné z WWW: Relativní biologická účinnost zářeni Biologická účinnost záření je závislá na třech fyzikálních faktorech, a to na lineárním přenosu energie, hustotě ionizace a dávkovém ekvivalentu.[1] Lineární přenos energie - Označuje se LET (z angličtiny Linear Energy Transfer) - Udává podíl ztráty energie záření na jednotku délky dráhy částice ve tkáni - Jednotkou v soustavě SI je J.m -1 - Praxi se používá ev.µm -1 - Např. rentgenové záření generované při napětí 200keV je LET 2,5keV.µm -1 [1] Střední hustota ionizace - Udává množství iontů vzniklých podél jednotkové dráhy ionizující částice - Větší hustota ionizace znamená větší pravděpodobnost zasažení důležité biomakromolekuly[1] 21

22 Dávkový ekvivalent - Tato veličina vyjadřuje vlastní relativní biologickou účinnost záření - Jednotkou je J.kg -1 - Zjednodušeně je dána součinem fyzikální dávky záření a faktoru jakosti (je odvozen od LET ve vodě). Faktor jakosti (QF - Quality Factor) platí jen pro člověka. Slouží tak pro posouzení rizika jednotlivých druhů záření. [1] 22

23 2. 3 Dozimetrie Dozimetrie je oblast fyziky zabývající se vlastnostmi ionizujícího záření, veličinami charakterizujícími procesy vzniku a interakce ionizujícího záření s látkou a metodami měření těchto veličin. [9] Dozimetrické veličiny Absorbovaná dávka D Ta je definována jako poměr střední energie dε sdělené v objemovém elementu dávky o hmotnosti dm a hmotnosti tohoto elementu. D. absorbovaná dávka dε střední energie dm.. hmotnost látky Jednotkou absorbované dávky je J.kg -1, pro který byl určen název gray (Gy). Můžeme říci, že absorbovaná dávka je energie ionizujícího záření, která je absorbovaná v jednotce hmotnosti ozařované látky v určitém místě. [5] [9] Obrázek č. 6: K definici absorbované dávky. (Zdroj: KUBEŠ, J. a kol. Veličiny dozimetrie a ionizujícího záření. In: Radiobiologie [online]. [cit ]. Dostupné z WWW: 23

24 Dávkový příkon Značí poměr přírůstku dávky dd za čas dt. D. dávkový příkon dd... přírůstek dávky dt. časový interval Jednotkou je Gy.s -1, často se uvádí dávkový příkon v mgy.h -1 nebo v µgy.h -1. [5] [9] Kerma K Tuto veličina definuje poměrem: K kerma de k součet počátečních kinetických energií všech nabitých částic uvolněných nenabitými ionizujícími částicemi v určitém objemu látky o hmotnosti dm dm hmotnost látky Jednotkou kermy je, stejně jako jednotkou absorbované dávky, Gy. Kermu užíváme jen v souvislosti s nepřímo ionizujícím zářením (záření gama, neutrony). Za jisté podmínky rovnováhy nabitých sekundárních částic se kerma rovná absorbované dávce. Pojem rovnováhy nabitých částic je znázorněn v následujícím obrázku. Jestliže dávka v uvažovaném objemu charakterizuje celkovou absorbovanou energii při ozáření tohoto objemu je zřejmé, že se rovná součtu dílčích příspěvků de d, ty jsou označeny tečkovaně. Kerma také charakterizuje energii sdělenou nepřímo ionizujícím zářením při první srážce nabitým částicím (elektronům, protonům). Na obrázku je tato energie de k označena šipkou. Rovnováha nabitých částic existuje v případě, pokud 24

25 energie odnesená nabitými částicemi mimo uvažovaný objem (část energie de k ) se rovná energii přenesené do tohoto objemu nabitými částicemi, které do něho vnikly z jeho okolí (tyto částice jsou označeny číslicemi 1 a 2). Pro fotonové záření máme podmínku rovnováhy nabitých částic splněnu (v tomto případě elektronů, zde se používá spíše pojmu elektronová rovnováha), je-li energie záření nižší než 3 MeV. V takovém to případě můžeme veličinu kerma" nahradit dávkou". [5] [9] Obrázek č. 7: K definici kermy. (Zdroj: KUBEŠ, J. a kol. Veličiny dozimetrie a ionizujícího záření. In: Radiobiologie [online]. [cit ]. Dostupné z WWW: Kermový příkon K Je přírůstek kermy dk za časový interval dt. K. kermový příkon dk.. přírůstek kermy dt časový interval Jednotkou kermového příkonu značíme Gy.s -1. [5] [9] 25

26 Expozice X Expozice X je definovaná výhradně jen pro vzduch a je dána poměrem: X expozice dq.. absolutní hodnota celkového elektrického náboje iontů jednoho znaménka vzniklých ve vzduchu při úplném zabrzdění všech elektronů a pozitronů, které byly uvolněny fotony v objemovém elementu vzduchu o hmotnosti dm dm. hmotnost látky Jednotkou je coulomb na kilogram (C.kg -1 ). Dříve se používala jednotka expozice 1 R = 0,258 mc.kg -1. [5] [9] Expoziční příkon X Značí přírůstek expozice dx za časový interval dt. X expoziční příkon dx. přírůstek expozice dt.. časový interval Jednotkou expozičního příkonu je C.kg -1 s -1. Tato veličina expozice se dnes v dozimetrické praxi užívá jen pro etalonáž ionizujícího záření. Doporučuje se místo ní používat kermu (dávku) ve vzduchu či ve tkáni. [5] [9] 26

27 Veličiny používané v radiační ochraně Biologický účinek ionizujícího záření závisí nejen na absorbované dávce, ale také na druhu ionizujícího záření. Poměr dávek záření potřebných u dvou druhů záření k vyvolání téhož stupně biologického účinku se nazývá relativní biologická účinnost (RBÚ). Jako referenčního záření se obvykle používá rentgenového záření (v literatuře se uvádí rozmezí energie kev) nebo záření γ kobaltu 60 Co či cesia 137 Cs. [5] [9] Dávkový ekvivalent H Dávkový ekvivalent H je součin dávky D v uvažovaném bodě tkáně a jakostního činitele Q. H. dávkový ekvivalent Q. jakostní činitel D. dávka Jakostní činitel nám vyjadřuje rozdílnou biologickou účinnost u různých druhů záření. Jeho hodnoty nabývají funkci lineárního přenosu energie označovaného L. Jednotkou je zde sievert (Sv). [5] [9] lineární přenos energie L jakostní činitel Q(L) méně než ,32 L - 2,2 více než L -0,5 Tabulka č. 1: Závislost jakostního činitele Q na lineárním přenosu energie L. (Zdroj: KUBEŠ, J. a kol. Veličiny dozimetrie a ionizujícího záření. In: Radiobiologie [online]. [cit ]. Dostupné z WWW: 27

28 Na dávkovém ekvivalentu jsou založeny jak operační veličiny pro praktické měření při monitorování osob, tak i pro prostředí. K monitorování osob užíváme určený osobní dávkový ekvivalent Hp (d), což značí dávkový ekvivalent v daném bodě pod povrchem těla a to v měkké tkáni v hloubce d. Pro nepronikavé záření (např. β) či ozařování kůže se zpravidla bavíme o d = 0,07 mm, pro ozáření očí je to 3 mm. Pro pronikavé záření je nejčastěji užívána hodnota d = 10 mm. [5] [9] Ekvivalentní dávka HT Ekvivalentní dávka H T je vyjádřena součinem radiačního váhového faktoru W R a střední absorbované dávky D T,R buď v orgánu, nebo tkáni T pro ionizující záření typu R. H T... ekvivalentní dávka D T,R -.. střední absorbovaná dávka ve tkáni či orgánu, způsobená zářením druhu R w R příslušný radiační váhový faktor Jednotkou ekvivalentní dávky je J.kg -1 a nazýváme ji sievert (Sv). [5] [9] typ záření radiační váhový faktor Fotony 1 elektrony a mezony 1 fotony a nabité piony 2 částice alfa, štěpné fragmenty, těžké ionty 20 Neutrony spojitá závislost na energii neutronů Tabulka č. 2: Doporučené radiační váhové faktory dle ICRP 103 (Zdroj: SÚJB: Radiační ochrana. INTERNATIONAL COMMISSION ON RADIOLOGICAL PROTECTION. Publikace 103 [online] [cit ]. Dostupné z WWW: 28

29 Efektivní dávka E Efektivní dávka E značí součet ekvivalentních dávek v jednotlivých tkáních či orgánech vážených tkáňovým váhovým faktorem W T. Ten vyjadřuje rozdílnou radiosenzitivitu orgánů, tkání a to z pohledu pravděpodobnosti vzniku stochastických účinků (genetických změn či zhoubných tumorů). E. efektivní dávk; H T.. ekvivalentní dávka w T... příslušný tkáňový váhový faktor Jednotkou efektivní dávky je 1 J.kg -1-1 sievert (Sv). Součet všech váhových faktorů daných příslušným orgánům a tkáním se rovná 1,0. Můžeme tedy říci, že tkáňové váhové faktory vyjadřují podíl jednotlivých orgánů a tkání na celkovém riziku stochastických poškození při celotělovém ozáření. Výhodou efektivní dávky je, že můžeme vyjádřit (při nerovnoměrném ozáření) radiační zátěž těla jen jediným číslem; S typicky nerovnoměrným ozářením těla pacienta se můžeme setkat u všech lékařských vyšetření pomocí ionizujícího záření. Platí to i pro expozici profesionální. [5] [11] tkáň w T Σ w T kostní dřeň (červená), tlusté střevo, plíce, žaludek, mléčná žláza, zbytek tkání* 0,12 0,72 gonády 0,08 0,08 močový měchýř, jícen, játra, štítná žláza 0,04 0,16 povrch kostí, mozek, slinné žlázy, kůže 0,01 0,04 Celkem 1,00 *zbytek tkání: nadledvinky, horní cesty dýchací, žlučník, srdce, ledviny, lymfatické uzliny, svalstvo, sliznice dutiny ústní, slinivka, prostata, tenké střevo, slezina, brzlík, děloha/hrdlo Tabulka č. 3: Doporučené radiační váhové faktory dle ICRP 103. (Zdroj: SÚJB: Radiační ochrana. INTERNATIONAL COMMISSION ON RADIOLOGICAL PROTECTION. Publikace 103 [online] [cit ]. Dostupné z WWW: 29

30 Detekce ionizujícího záření Detektory ionizujícího záření jsou přístroje, které jsou schopny zjistit přítomnost ionizujícího záření a většinou umožňují i měření jeho intenzity. K detekci ionizujícího záření se využívá několik různých jak fyzikálních, tak chemických principů. Měření energie absorbované v prostředí je označováno jako dozimetrie, odpovídající přístroje jsou dozimetry. Jsou založeny na tepelných, elektrických, optických (optoelektrických) a chemických principů.[4.] TLD termoluminiscenční dozimetr V mé práci jsme k měření ionizujícího záření použili dozimetry založené na termoluminiscenci. Princip termoluminiscenčního dozimetru spočívá ve vhodné látce, např. fluoridu lithném. V této látce přivádí ionizující záření některé atomy do stabilního excitovaného stavu. Po zahřátí se však elektrony mohou dostat na hladinu, ze které mohou přeskočit do základního stavu, tj. může dojít k deexcitaci provázené emisí viditelného světla. Intenzita tohoto světla je při definovaném zahřátí termoluminiscenční látky úměrná absorbované dávce ionizujícího záření. Tento druh dozimetru se v dnešní době nejčastěji používá jako osobní dozimetr, či může být upraven do podoby prstenu. [4] Základní způsoby ochrany před zářením Hlavním úkolem ochrany před zářením je snížení absorbované dávky ionizujícího záření v organismu na nejnižší míru. Tím se podstatně omezí rizika nežádoucích účinků ať stochastických či nestochastických. Určení dávek z expozice záření ze zevních zdrojů se obvykle provádí buď osobním monitorováním s použitím osobních dozimetrů nošených na těle, nebo měřením či odhadováním H*(10) a aplikací příslušných konverzních koeficientů. Dávka, kterou lze obdržet závisí na několika 30

31 faktorech. Je dána intenzitou, druhem záření, dobou expozice a geometrickými podmínkami (stínění, vzdálenost). Máme tři základní způsoby ochrany před vnějším zářením. - Čas absorbovaná dávka je přímo úměrná době expozice - Vzdálenost intenzita záření a dávkový příkon jsou nepřímo úměrné druhé mocnině vzdálenosti (platí pro bodový zdroj) - Stínění k zeslabení záření dochází při interakci záření s látkovým prostředím [4] Stínění rentgenového záření Pro tento druh záření je nejvhodnějším stínícím materiálem látka s velkou měrnou hmotností (hustotou) a protonovým číslem. Používá se především olovo. Tloušťka potřebného stínění závisí na hustotě (a nukleonovém čísle) stínícího materiálu, na energii záření a na požadovaném zeslabení. Vedle lineárního součinitele zeslabení µ se v tabulkách často uvádí hodnoty tzv. polovrstvy (polotloušťky) absorbce d 1/2 = ln2/µ 0,693/, což je taková tloušťka vrstvy stínícího materiálu, která zeslabí intenzitu daného záření na polovinu (2 polovrstvy pak na 1 / 4, 3 polovrstvy na 1 / 8 atd. - stínící účinek roste exponenciálně s tloušťkou stínění). V praxi se využívá ke stínění záření ochranné pomůcky obsahující olovo. Pokud se jedná o zástěry, tak jsou dostupné se stínícím ekvivalent 0,25 mm Pb, 0,35 mm Pb nebo 0,50 mm Pb. Samozřejmě se používají i jiné stínící pomůcky jako jsou vesty, krční límce a další. [12] 31

32 Napětí (kv) Ekvivalent Pb Koeficient zeslabení (mm) 0,13 2, , , , ,25 3, , , , ,35 5, , , , ,40 3, , , , ,50 1, , , , , , , Tabulka č. 4: Koeficienty zeslabení pro RTG záření a různé ekvivalenty olova (Zdroj: MATZNER, Jan. JIHOČESKÁ UNIVERZITA V ČESKÝCH BUDĚJOVICÍCH ZDRAVOTNĚ SOCIÁLNÍ FAKULTA. RADIAČNÍ OCHRANA: doplňkové texty pro posluchače kombinované formy studia studijního oboru Radiologický asistent. České Budějovice, 2011) 2. 4 Fantomy Radiologické zobrazovací metody vyšetřují struktury a děje skryté uvnitř organismu. Vzniká proto otázka, zda příslušné obrazy zachycují přesně a objektivně tyto neviditelné struktury a děje uvnitř těla. Pro experimentální testování těchto aspektů zobrazovací diagnostiky, jakož i pro měření fyzikálních parametrů, zobrazovacích vlastností a pro kalibraci používaných přístrojů se používají speciální pomůcky, tzv. fantomy. Fantomy jsou založeny na lékařských tomografických zobrazeních. Jsou složeny z třírozměrných prostorových pixelů voxelů. Voxely, z nichž jsou sestaveny definované orgány, jsou uspořádány tak, aby přibližně odpovídaly hmotnostem orgánů referenčního muže a referenční ženy v Publikaci 89 (ICRP, 2002). Pro zajištění praktického přístupu ke stanovení ekvivalentní dávky a efektivní dávky jsou pro referenční fantomy s předpokladem standardních expozičních podmínek vypočítány konverzní koeficienty vztažené k fyzikálním veličinám, tj. fluenci částic nebo kermě ve vzduchu pro zevní ozáření a příjmu aktivity pro vnitřní ozáření. [13] 32

33 3. Praktická část 3. 1 Cíl práce 1. Provést měření termoluminiscenčních dozimetrů na fantomu 2. Porovnání výsledků simulace a námi provedeným měřením 3. 2 Hypotéza Předpokládám, že vykrývání mimo primární svazek záření snižuje dávku, kterou pacient obdrží. 33

34 3. 3 Použité metody K této práci bylo zapotřebí dvou metod. Zaprvé bylo potřeba udělat simulaci. Ta byla provedena pracovníkem VF a.s. v Černé hoře. Za druhé vlastní měření na radiologické klinice ve fakultní nemocnici Bohunice. Přesněji bylo měření provedeno na CT a skiagrafu za pomoci fantomu a TL dozimetrů Simulace Simulace byla provedena pomocí software MCNP. K simulaci byl zapotřebí fantom PMMA, který měl rozměry 40 x 40 cm a tloušťku 20 cm. Horní vrstva fantomu do hloubky 1 cm byla rozdělena na 4 soustředné čtvercové segmenty (výřezy) a jeden středový čtverec. Jak středový čtverec, tak 1. soustředný výřez (fialový) jsou polem primárního svazku o velikosti 10 x 10 cm. Zároveň fialový výřez představuje přesah stínění o velikosti 2 cm do primárního svazku. (Tato situace odpovídá v praxi velikosti radiačního pole. Neboť světelné pole je obvykle menší než velikost radiačního pole.) Červený, modrý a zelený segment je vždy široký 5 cm. Dávka se zde stanovovala průměrem z celého segmentu. Ke stínění se využívalo Pb s tloušťkou 0,25mm, 0,35mm a 0,5mm. Vrstva Pb je kontaktně na PMMA. Obrázek č. 8: Fantom PMMA bez stínění (Zdroj: RNDr. Zdeněk Kopecký) 34

35 Obrázek č. 9: Fantom PMMA se stíněním Pb (Zdroj: RNDr. Zdeněk Kopecký) Měření na CT přístroji Před vlastním měřením bylo nutné vše nejdříve nachystat. K měření byl zapotřebí fantom PMMA, TL dozimetry, ochranné vesty a v neposlední řadě CT přístroj a SG přístroj. První měření probíhalo na CT přístroji. Nejdříve bylo potřeba připravit dozimetry. TL (LiF:Mg) dozimetrů jsme měli 42 kusů. Pro snadnou manipulaci a pro přehlednost jsem každý umístila do samostatného sáčku a popsala jsem ho pořadovým číslem. Poté bylo potřeba umístit fantom do středu gantry. Řídili jsme se podle světelných zaměřovačů CT. Dále jsme na fantom připevnili lepící páskou 3 dozimetry s pořadovými čísly 1, 2 a 3 tak, aby nebyly v přímém svazku záření. Poté bylo potřeba 35

36 přiložit na fantom ochranou zástěru tak, aby část fantomu mimo primární svazek v rozsahu 360. K tomu byly nakonec zapotřebí dvě vesty. Obrázek č. 10: Měření TLD se stíněním na CT (Zdroj: Autor) Když bylo vše nachystáno, zbývalo jen nastavit hodnoty ozáření. Pro první tři TL dozimetry jsme nastavili hodnoty na 120kV a 500mAs. Poté jsme vyjmuli dozimetry zpod zástěry a nahradili jsme je dalšími. Přesně řečeno dozimetry s pořadovým číslem 4, 5 a 6. Pro další sérii jsme nastavili hodnoty na 140kV a 400mAs. Pro porovnání bylo také nutné ozářit dozimetry bez krycí vrstvy. Z fantomu jsme tedy sundali jak ochranné vesty, tak dozimetry, místo kterých jsme opět dali nové a to 36

37 s pořadovými čísli 7, 8, 9. Ty jsme ozářili první hodnotou (120kV, 500mAs) a poslední sérii 10, 11, 12 jsme ozářili druhou hodnotou (140kV, 400mAs). Obrázek č. 11: Měření TLD bez stínění na CT (Zdroj: Autor) Měření na skiagrafii K měření na skiagrafii bylo opět potřeba vše připravit. Zde jsme využili čtvercového fantomu PMMA 25x25cm s tloušťkou 15 cm, který jsme umístili na stůl pod rentgenku, tak aby bylo ohnisko povrch fantomu 77 cm. Následně jsme si rozsvítili světelné pole, které jsme nastavili na 8,5 x 21cm. Jak bylo již dříve zmíněno, světelné pole neodpovídá radiačnímu poli, proto jsme použili přístroj pro měření 37

38 kongruence (shodnosti) radiačního a světelného pole. Naměřili jsme 1,2 cm odchylku. Poté jsme od tohoto místa naměřili 2 cm a zde jsme umístili první dozimetr. Další čtyři byly umístěny vždy s 2 cm odstupem. Obrázek č. 12: Měření kongruence (shodnosti) radiačního a světelného pole (Zdroj: Autor) U skiagrafie jsme tedy rozhodli využít vždy 5 dozimetrů pro tři hodnoty 80kV, 630mAs; 100kV, 630mAs; a 120kV,630mAs. Měření jsme prováděli jak s ochranou zástěrou tak bez ní. Dohromady bylo tedy provedeno 6 měření. (obr. na další straně) 38

39 Obrázek č. 13: Měření TLD bez stínění na SG (Zdroj: Autor) Měření ionizační komůrkou Jako poslední jsme provedli měření ionizační komůrkou. Toto měření musíme brát s nadhledem, neboť námi použitá ionizační komora byla zkonstruována pro primární svazek záření. Není tudíž vhodná k měření rozptýleného záření. Jako orientační metoda pro zjištění poměrů byla dostačující. Postup měření probíhal podobně jako u ozařování dozimetrů. Jen jsme zde změnili hodnoty a to na 80kV, 320mAs; 39

40 100kV, 320mAs; 120kV, 320mAs. Také jsme kromě měření pod zástěrou a bez zástěry, změřili hodnoty na zástěře. Obrázky č. 14 a č. 15: měření za pomocí ionizační komory a elektrometru UNIDOS se stíněním a bez stínění (zdroj: Autor) 3. 4 Výsledky Výsledky ze simulace Útlum dávky (podíl dávky bez a se stíněním) byl simulován ve 4 vzdálenostech od středu fantomu pro urychlovací napětí 100kVp rentgenky. Podle níže uvedeného grafu můžeme pozorovat prudký vzestup útlumu dávky ve vzdálenosti 4 cm od středu fantomu. Tento vzestup byl pro všechny použité tloušťky stínících materiálů stejný. Rozdíl se začal projevovat po překročení hranice 4 cm, přibližně v 7,5 cm byl dosažen maximální útlum u všech stínících materiálů. Nejvyššího útlumu dosáhl stínící materiál, který měl tloušťku 0,5 mm Pb (v grafu je označen červenou barvou). Nejhůře dopadl materiál s tloušťkou 0,25 mm Pb (v grafu označen modře). Po dosažení maxima je u všech patrný rychlý pokles, který se ustálí zhruba v 12,5 cm od středu fantomu. Poté je patrný nízký vzestup útlumu dávky. Z grafu vyplývá, že k maximálnímu útlumu dávky dochází v rozsahu vzdálenosti od okraje radiačního pole 1 a 9,5 cm. V tomto 40

41 Útlum dávky rozsahu dosahuje útlum maxima. Ve vzdálenosti větší než 9,5 cm již lze považovat útlum za konstantní. vzdálenost od středu fantomu (cm) 0 4 7,5 12,5 17,5 Pb ekv. (mm) útlum dávky (poměr bez/se zástěrou) 0,25 1,02 1,04 2,42 1,32 1,37 0,35 1,02 1,04 2,62 1,37 1,42 0,5 1,02 1,04 2,78 1,40 1,46 Tabulka č. 5: Útlum dávky pro jednotlivé tloušťky Pb a vzdálenosti od středu fantomu (Zdroj: RNDr. Zdeněk Kopecký) Rozložení útlumu dávky ve vrstvách - [100 kv] 0.25 mm Pb 0.35 mm Pb 0.50 mm Pb Vzdálenost od středu [cm] Graf č. 1: Útlum dávky pro jednotlivé tloušťky Pb a vzdálenosti od středu fantomu (Zdroj: RNDr. Zdeněk Kopecký) 41

42 Dávka [ pgy / 1 foton ] Na dalších grafech bude znázorněno rozložení dávek v závislosti na napětí rentgenky a vzdálenosti od středu fantomu. Graf znázorňuje spektra dávek (absorbované dávky) pro urychlovací napětí 100kVp rentgenky bez stínění (vzduch) a se stíněním v ose primárního svazku (0 cm od středu fantomu). Rozdíly spekter s a bez stínění jsou zanedbatelné. 2.5 x 10-6 Rozložení dávky - vzdálenost 0 cm - [100 kv] 2 vzduch 0.25 mm Pb 0.35 mm Pb 0.50 mm Pb Energie [kev] Graf č. 2: Spektra dávek pro urychlovací napětí 100kVp rentgenky bez stínění a se stíněním v ose primárního svazku (Zdroj: RNDr. Zdeněk Kopecký) 42

43 Dávka [ pgy / 1 foton ] Graf ukazuje spektra dávek pro urychlovací napětí 100kVp rentgenky bez stínění (vzduch) a se stíněním ve vzdálenosti 4 cm od osy primárního svazku a 1 cm od okraje radiačního pole. Okraj radiačního pole se nachází 5 cm od osy svazku. Rozdíly spekter s a bez stínění jsou již zřetelné. 2.5 x 10-6 Rozložení dávky - vzdálenost 4 cm - [100 kv] 2 vzduch 0.25 mm Pb 0.35 mm Pb 0.50 mm Pb Energie [kev] Graf č. 3: Spektra dávek pro urychlovací napětí 100kVp rentgenky bez stínění a se stíněním ve vzdálenosti 4 cm od osy primárního svazku (Zdroj: RNDr. Zdeněk Kopecký) 43

44 Dávka [ pgy / 1 foton ] Graf znázorňující spektra dávek pro urychlovací napětí 100kVp rentgenky bez stínění (vzduch) a se stíněním ve vzdálenosti 7,5 cm od osy primárního svazku (tj. 2,5 cm od okraje radiačního pole). Rozdíly spekter s a bez stínění jsou již významné. V této vzdálenost je vliv na dávku s a bez stínění největší. V ostatních vzdálenostech jsou hodnoty dávek více než o řád nižší. 3.5 x Rozložení dávky - vzdálenost 7.5 cm - [100 kv] vzduch 0.25 mm Pb 0.35 mm Pb 0.50 mm Pb Energie [kev] Graf č. 3: Spektra dávek pro urychlovací napětí 100kVp rentgenky bez stínění a se stíněním ve vzdálenosti 7,5 cm od osy primárního svazku (Zdroj: RNDr. Zdeněk Kopecký) 44

45 Dávka [ pgy / 1 foton ] Graf znázorňující spektra dávek pro urychlovací napětí 100kVp rentgenky bez stínění (vzduch) a se stíněním ve vzdálenosti 12,5 cm od osy primárního svazku (tj. 9,5 cm od okraje radiačního pole). Rozdíly spekter s a bez stínění jsou významné. Vliv na dávku však malý (o více než řád nižší než pro 7,5 cm). 2.5 x Rozložení dávky - vzdálenost 12.5 cm - [100 kv] vzduch 0.25 mm Pb 0.35 mm Pb 0.50 mm Pb Energie [kev] Graf č. 4: Spektra dávek pro urychlovací napětí 100kVp rentgenky bez stínění a se stíněním ve vzdálenosti 12,5 cm od osy primárního svazku (Zdroj: RNDr. Zdeněk Kopecký) 45

46 Dávka [ pgy / 1 foton ] Graf ukazující spektra dávek pro urychlovací napětí 100kVp rentgenky bez stínění (vzduch) a se stíněním ve vzdálenosti 17,5 cm od osy primárního svazku (tj. 14,5 cm od okraje radiačního pole). Rozdíly spekter s a bez stínění jsou velmi významné. Vliv na dávku však malý (o více než řád nižší než pro 7,5 cm). 2.5 x Rozložení dávky - vzdálenost 17.5 cm - [100 kv] vzduch 0.25 mm Pb 0.35 mm Pb 0.50 mm Pb Energie [kev] Graf č. 5: Spektra dávek pro urychlovací napětí 100kVp rentgenky bez stínění a se stíněním ve vzdálenosti 17,5 cm od osy primárního svazku (Zdroj: RNDr. Zdeněk Kopecký) 46

47 Výsledky z CT Výsledky z CT jsem pro přehlednost rozdělila do dvou oddílů, podle použitých hodnot měření. Níže uvedená tabulka udává hodnoty dávky TLD ze dvou měření za použití hodnot 120kV, 500mAs. Kdy první měření probíhalo za použití ochranné zástěry a druhé bez ní. Dozimetry byly umístěny cca 3 cm od okraje primárního svazku. Z tabulky a grafu je patrné, že průměrná hodnota dávky je nižší při použití ochranné zástěry a to skoro o polovinu. CT 120 kv, 500 mas Umístění TLD TLD pod zástěrou TLD bez zástěry bez/pod 1. vzdálenost 2,32 4,98 1,15 2. vzdálenost 3,15 3,95 0,25 3. vzdálenost 2,47 5,36 1,17 průměr 2,65 4,76 0,86 Tabulka č. 6: Výsledky měření TLD (Zdroj: Autor) Graf č. 6: Výsledky měření TLD na CT (Zdroj: Autor) 47

48 Níže uvedená tabulka udává hodnoty dávky TLD ze dvou měření za použití hodnot 140kV, 400mAs. Je zde opět patrná nižší hodnota dávky u TLD pod ochrannou zástěrou, než bez ní. Průměrná hodnota se stále liší o necelou polovinu. CT 140kV, 400mAs Umístění TLD TLD pod zástěrou TLD bez zástěry bez/pod 1. vzdálenost 3,67 5,45 0,49 2. vzdálenost 2,83 6,14 1,17 3. vzdálenost 3,47 6,16 0,78 průměr 3,32 5,92 0,81 Tabulka č. 7: Výsledky měření TLD (Zdroj: Autor) Graf č. 7: Výsledky měření TLD na CT (Zdroj: Autor) 48

49 Výsledky ze skiagrafie Tato část bude rozdělena na tři oddíly, podle použitých hodnot při měření. Za použití hodnot 80kV, 630mAs můžeme sledovat pokles hodnot v závislosti na vzdálenosti dozimetru od primárního svazku. Je zde také patrný rozdíl hodnot za použití ochranné vesty či jejím nepoužití. První TLD je umístěn cca 2 cm od okraje radiačního pole a další TLD vždy v odstupu 2 cm od předchozího. Z klesajících hodnot můžeme vyvodit, že ochranná zástěra snižuje dávku mimo radiační pole v průměru o 127%. SG 80kV, 630mAs pod zástěrou bez zástěry bez/pod 1. vzdálenost 8,66 13,50 0,56 2. vzdálenost 2,74 8,37 2,06 3. vzdálenost 1,92 4,63 1,41 4. vzdálenost 1,13 2,02 0,78 5. vzdálenost 0,45 1,15 1,56 Tabulka č. 8: Výsledky měření TLD (Zdroj: Autor) Graf č. 8: Výsledky měření TLD na SG (Zdroj: Autor) 49

50 Nastaveny expoziční hodnoty 100kV, 630mAs. První TLD je umístěn cca 2 cm od okraje radiačního pole a další TLD vždy v odstupu 2 cm od předchozího. Z klesajících hodnot můžeme vyvodit, že ochranná zástěra snižuje dávku mimo radiační pole v průměru o 30% s poklesem útlumu od okraje radiačního pole k cca 8 cm od okraje radiačního pole, kde se začíná naopak projevovat nárůst dávky pod zástěrou, a to v 10 cm od okraje radiačního pole o 6% a v 12 cm o 15%. SG 100kV, 630mAs pod zástěrou bez zástěry bez/pod 1. vzdálenost 15,25 22,34 0,47 2. vzdálenost 8,12 10,67 0,31 3. vzdálenost 6,13 6,94 0,13 4. vzdálenost 3,45 3,24-0,06 5. vzdálenost 1,53 1,30-0,15 Tabulka č. 9: Výsledky měření TLD (Zdroj: Autor) Graf č. 9: Výsledky měření TLD na SG (Zdroj: Autor) 50

51 Nastaveny expoziční hodnoty 120kV, 630mAs. První TLD je umístěn cca 2 cm od okraje radiačního pole a další TLD vždy v odstupu 2 cm od předchozího. Z naměřených hodnot můžeme vyvodit, že ochranná zástěra snižuje dávku mimo radiační pole od vzdálenosti 4 cm od okraje radiačního pole dále v průměru o 27% s výjimkou vzdálenosti cca 2 cm od okraje radiačního pole, kde byl změřen naopak nárůst dávky o 24%. SG 120kV, 630mAs pod zástěrou bez zástěry bez/pod 1. vzdálenost 30,94 23,51-0,24 2. vzdálenost 16,41 20,98 0,28 3. vzdálenost 9,11 12,31 0,35 4. vzdálenost 4,77 6,45 0,35 5. vzdálenost 3,70 4,13 0,12 Tabulka č. 10: Výsledky měření TLD (Zdroj: Autor) Graf č. 10: Výsledky měření TLD na SG (Zdroj: Autor) 51

52 Výsledky měření ionizační komůrkou Výsledky z tohoto měření musíme brát jen velmi orientačně, neboť jak bylo řečeno, ionizační komůrku jsme neměli kalibrovanou pro spektrum energií rozptýleného záření. Planparalelní ionizační komora o průměru 5 cm (PTW typ 77334) byla umístěna do vzdálenosti 5 cm (střed komory) od okraje radiačního pole. Pro všechna měření vychází hodnoty dávky nižší při použití ochranné zástěry. Hodnoty naměřené na zástěře ukazují na významné množství rozptýleného záření dopadajícího na fantom shora od rentgenky. Zástěra tedy významně zeslabuje rozptýlené fotony z objemu fantomu i z prostředí nad povrchem fantomu (vzduch). Příspěvek rozptýlených fotonů ze vzduchu nad povrchem fantomu se jeví srovnatelným s příspěvkem fotonů z fantomu. Nutno však při hodnocení výsledků brát ohled na nepřesnost metody měření danou zejména použitou ionizační komorou. Vhodná ionizační komora pro energie rozptýleného záření z rtg svazku (cca od 30 kev) je koule nebo válec o průměru min. 4 cm. Rozměry je tedy nevhodná pro měření zhodnocení vlivu stínění zástěry na dávku. Tvar koule je naopak vhodný z hlediska směrové nezávislosti měření (oproti planparalelní komoře, která musí být umístěna kolmo na osu svazku). Intenzita rozptylu fotonů se mění významně s hloubkou vrstvy materiálu (PMMA, voda, tkáň, vzduch) a na rozhraní vrstev. Je tedy žádoucí použít detektor s co nejmenšími rozměry. pod zástěrou bez zástěry bez/pod na zástěře 80 kv, 320 mas 0,6 1,125 0,88 0,7 100 kv, 320 mas 1,14 2,34 1,05 1, kv, 320 mas 1,99 2,8 0,41 1,44 Tabulka č. 11: Měření IK (Zdroj: Autor) 52

53 Graf č. 11: Měření IK (Zdroj: Autor) 53

54 3. 5 Diskuze Z výsledků simulace, kdy jsme zjišťovali útlum dávky ve 4 vzdálenostech od středu fantomu pro urychlovací napětí 100kVp vyplývá, že útlum dávky nastává ve vzdálenosti 4 cm od středu fantomu. A to i za použití různé tloušťky stínícího materiálu. Je zde také vidět, že tlustší materiály mají vyšší tlumící účinek. K maximálnímu útlumu u všech stínících materiálů dochází v 7,5 cm od středu fantomu. Po dosažení maxima je patrný rychlý pokles útlumu dávky. Z výsledků CT, kdy jsme ověřovali hodnoty dávky za použití dvou hodnot energií 120kV, 500mAs a 140kV, 400mAs, vyplynulo, že průměrná absorbovaná dávka je nižší při použití ochranné zástěry. Z výsledků u SG, kdy jsme ověřovali hodnoty dávky za použití třech hodnot energií 80kV, 630mAs; 100kV, 630mAs; 120kV, 630mAs vyplynulo, že dávka je nižší při použití ochranné vesty a zároveň lineárně klesá se vzdáleností od okraje radiačního pole. Nejistota měření dávky pomocí TLD (LiF:Mg) je v rozsahu 0,1mSv - 10Sv s nejistotou do ± 25%. Nejistota je způsobena zejména energetickou závislostí TLD, který byl v daném případě určen pro povrchový dávkový ekvivalent Hp (0,07). TLD určený pro měření Hp (0,07) měří i nízké energie fotonů, dokonce i beta záření. Tato tvrzení platí za předpokladu, že je fantom na prstu (na povrchu vrstvy tkáně). Odezva TLD pro Hp (10) na fantomu PMMA o rozměrech 25x25x15 cm a Hp (0.07) na prstovém fantomu se příliš neliší. Lišit se začínají s hodnotami pod 60keV, kdy Hp (10) klesá oproti Hp (0,07). U energií pod 100keV o cca 15 až 40%. Výsledky měření ionizační komorou musíme brát jen velmi orientačně, neboť jak bylo již několikrát zmíněno, námi použitá ionizační komora byla kalibrována pro primární svazek záření ne pro rozptyl záření. Přesto výsledky ukazují nižší dávky při použití ochranné zástěry. Útlum dávky se snižuje s rostoucí energií fotonů (tj. v případě rtg s nastavením vyššího urychlovacího napětí rentgenky). To je dáno vyšším podílem rozptýlených Comptonovských fotonů ve spektru rozptýleného rtg záření. 54

55 Z porovnání všech výsledků nám tedy vyplývá, že hypotéza (Předpokládám, že vykrývání mimo primární svazek záření snižuje dávku, kterou pacient obdrží.) se potvrdila. Pro praxi si z toho můžeme odnést důležitou informaci. A to, že bychom měli vykrývat pacienty mimo radiační pole, neboť jim takto můžeme zajistit snížení jimi obdržené dávky. 55

56 4. Závěr Cíle, které jsem si v této práci vytyčila, byly splněny. Bylo provedeno měření pomocí TL dozimetrů na CT přístroji a skiagrafickém rentgenu za pomoci fantomu a ochranných zástěr. Měření probíhala metodicky. Byly stanoveny hodnoty dávky u CT při energiích 120kV, 500mAs; 140kV, 400mAs a u rentgenu při energiích 80kV, 630mAs;100kV, 630mAs;120kV, 630mAs. Během doplňujícího měření jsme zjistili hodnoty dávky za pomoci ionizační komory. Z výsledků měření vyplynulo, že mnou stanovená hypotéza se potvrdila. Můžeme tedy říci, že vykrývání pacientů mimo radiační pole snižuje dávku pacienta. 56

57 5. Seznam použité literatury Knihy: [1.] Hrazdira, I., & Mornstein, V. (2001). Lékařská biofyzika a přístrojová technika. (1. vyd., 381 s.) Brno: Neptun. [2.] Hrazdira, I., Mornstein, V., & Lechner, J. (1999). Biofyzikální principy lékařské přístrojové techniky. (1. vyd., 142 s.) Brno: Masarykova univerzita. [3.] Hrazdira, I., & Mornstein, V. (1998). Úvod do obecné a lékařské biofyziky. (1. vyd., 274 s.) Brno: Masarykova univerzita. [4.] Matoušek, J., Österreicher, J., & Linhart, P. (2007). CBRN: jaderné zbraně a radiologické materiály. (1. vyd., 216 s.) V Ostravě: Sdružení požárního a bezpečnostního inženýrství. [5.] HUŠÁK, Václav. A KOLEKTIV. Radiační ochrana pro radiologické asistenty. 1.vydání. Karolinum, ISBN Nepublikované materiály: [6.] MATZNER, Jan. JIHOČESKÁ UNIVERZITA V ČESKÝCH BUDĚJOVICÍCH ZDRAVOTNĚ SOCIÁLNÍ FAKULTA. RADIAČNÍ OCHRANA: doplňkové texty pro posluchače kombinované formy studia studijního oboru Radiologický asistent. České Budějovice,

58 Internetové zdroje: [7.] DVOŘÁK, P. Světlo II. Světlo jako částice. In: Jihlavská astronomická společnost [online] [cit ]. Dostupné z WWW: [8.] NAVRÁTIL, L., ÖSTRERREICHER, J. Klinické projevy akutní nemoci z ozáření (ANO). In: eamos [online] [cit ]. Dostupné z WWW: [9.] KUBEŠ, J. a kol. Veličiny dozimetrie a ionizujícího záření. In: Radiobiologie [online]. [cit ]. Dostupné z WWW: [10.] NDT. Zdroj záření. Ndt.cz [online] [cit ]. Dostupné z WWW: [11.] HORSKÝ, P. Univerzitní příprava gymnaziálních učitelů fyziky (se zvláštním zřetelem ke kvantové mechanice)[online] [cit ]. Dostupné z WWW: [12.] ULLMANN, V. AstroNuklFyzika [online]. [cit ]. Dostupné z WWW: [13.] SÚJB: Radiační ochrana. INTERNATIONAL COMMISSION ON RADIOLOGICAL PROTECTION. Publikace 103 [online] [cit ]. Dostupné z WWW: 58

59 6. Seznam použitých zkratek Atd. a tak dále cca cirka, přibližně cm centimetr CT computer tomography č. číslo Gy Gray Hp (0,07) Osobní dávkový ekvivalent měřený 0,07 mm pod povrchem těla Hp (10) Osobní dávkový ekvivalent měřený 0,10 mm pod povrchem těla Hp (3) Osobní dávkový ekvivalent měřený 3 mm pod povrchem těla IK ionizační komora IRCP The International System of Radiological Protection IZ ionizující záření kev kilo elektronvolt kvp kilovoltpeak LD latentní dávka mas miliampersekunda MeV Mega elektronvolt min minimálně mm milimetr msv mili sievert Např. například Pb plumbum (olovo) RBÚ radiobiologická účinnost RTG rentgen s sekunda SG skiagrafie SI Mezinárodní soustava jednotek Str. strana Sv sievrt Tj. to jest TL Termoluminiscenční TLD Termoluminiscenční dozimetr Tzv. takzvaně β Beta zážení γ Gama zážení 59

60 7. Přílohy Obrázek č. 16: Vertikální řez středem fantomu se stíněním s měřítkem v cm. (Zdroj: RNDr. Zdeněk Kopecký) 60

61 Obrázek č. 17: Vertikální řez středem fantomu se stíněním se zobrazením drah fotonů. (Zdroj: RNDr. Zdeněk Kopecký) 61

62 Obrázek č. 18: Elektrometr UNIDOS (Zdroj: Autor) 62