Interazione Radiazione Materia dosimetria

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1 Interazione Radiazione Materia dosimetria 1

2 RADIAZIONI IONIZZANTI Radiazione: Trasferimento di energia da un punto ad un altro nello spazio senza spostamento macroscopico di materia e senza il supporto di un mezzo materiale Radiazione corpuscolare Radiazione elettromagnetica Radiazione ionizzante: in grado di produrre la ionizzazione degli atomi e delle molecole del mezzo attraversato :

3 RADIAZIONI CORPUSCOLARI particella simbolo carica (e) massa (u.m.a) massa (MeV) elettroni o e -, β x particelle β - elettroni o e +, β x particelle β + protoni p deutoni d particelle α α neutroni n

4 RADIAZIONI IONIZZANTI Direttamente ionizzanti: particelle cariche (elettroni, protoni, particelle α, etc.) la cui energia cinetica è sufficiente per produrre ionizzazione per collisione Indirettamente ionizzanti: fotoni, particelle prive di carica elettrica (neutroni) che, interagendo con la materia, possono mettere in moto particelle direttamente ionizzanti o dar luogo a reazioni nucleari

5 Particelle cariche pesanti Energia dell ordine da qualche MeV a qualche decina di MeV, (piccola rispetto alla loro massa a riposo m p c MeV), trattate in maniera non relativistica. Interagiscono principalmente con gli elettroni del mezzo: - Elettroni condotti a livelli superiori (eccitazione) - Elettroni strappati all atomo a cui appartengono (ionizzazione). de dx = 4 e 4π m c e 2 z 2 N Z ρ A A 1 2 β 2mec ln I forma semplificata della formula di Bethe, valida per 2 2 β MeV cm v β = << 1 c e = carica elettronica, m e c 2 = energia a riposo dell elettrone, z = numero di cariche elementari della particella incidente, N A = numero di Avogadro, Z = numero atomico del mezzo, ρ = densità del mezzo, A = massa atomica del mezzo, I = potenziale medio d eccitazione degli elettroni.

6 Mass Stopping Power E conveniente esprimere lo stopping power mediante la coordinata: ξ = ρ x x ξ de - = dξ 1 de - ρ = q 2 dx Z A F (β,i) mass stopping power per valori di Z non troppo diversi Z A ~ costante de - ~ indipendente dal materiale dξ 6

7 Mass Stopping Power de β < β dξ de 0.2 < β < dξ β = 0.96 minimo di ionizzazione (m.i.p.) ~ costante per particelle di = carica: q = 1 2 MeV g -1 cm 2 β > 0.96 de - ln β dξ risalita relativistica attenuata dall effetto densità 1 β 2 de/dx (M MeV g 1 cm 2 ) Mass Stopping Power vs. Energia particella incidente H 2 liquid He gas m.i.p βγ = p/mc Al Fe Sn Pb Muon momentum (GeV/c) Pion momentum (GeV/c) Proton momentum (GeV/c) C 7

8 Percorso della particella = distanza che questa percorre all interno del mezzo prima d aver perso tutta la propria energia: R = E iniziale dx = E iniziale de dx de. I I 0 R m R e t Ogni particella possiede una traiettoria propria, tutte le particelle aventi la stessa energia iniziale hanno un percorso che le differenzia statisticamente le une dalle altre. Percorso medio R m R e percorso estrapolato Il percorso medio R m è definito come lo spessore del mezzo assorbente necessario a ridurre a metà il numero di particelle iniziali I 0. La fluttuazione sul valore medio del percorso è detta straggling

9 Il numero di coppie create per unità di lunghezza di percorso è proporzionale alla frazione de/dx d energia persa dalla particella. Quest ultima aumenta man mano che l energia della particella diminuisce passando per un massimo alla fine del percorso. Curva di Bragg per particelle alfa 9

10 INTERAZIONI ELETTRONI-MATERIA Interazioni fra particelle cariche: forza elettrostatica (Coulomb) 1. Interazioni con gli elettroni atomici (collisioni) 2. Interazioni con i nuclei atomici (frenamento) 1. L elettrone incidente perde la sua energia cinetica soprattutto tramite numerosi piccoli trasferimenti di energia (rare le grosse perdite): ionizzazioni, eccitazioni, trasferimenti termici 2. Emissione di fotoni di frenamento

11 Perdita di energia per ionizzazione La perdita di energia per unità di percorso è più fluttuante che nel caso delle particelle pesanti; la lunghezza della traiettoria subisce quindi una dispersione statistica più importante. La formula Bethe e Bloch è data per due domini di energia dell elettrone incidente: de dx de dx Non relativistico N = Relativistico A 2 2 Z ρ m ec β MeV ln ( < 0.5) 2 2 per β A β I cm N 1 ( ) A Z ρ E E + mec β MeV ln ( 1) per β A β I mec cm Nel caso non relativistico il potere di rallentamento decresce in funzione dell energia E dell elettrone come avveniva per le particelle cariche pesanti, mentre nel caso relativistico il potere di rallentamento cresce lentamente con ln E.

12 Perdita di energia per irraggiamento Nelle vicinanze di un nucleo pesante gli elettroni deviano dalla loro traiettoria incidente; tale cambiamento di direzione equivale ad una accelerazione essi rilasciano una certa quantità della loro energia sotto forma di radiazione elettromagnetica. L emissione di fotoni attraverso questo processo è chiamato irraggiamento da frenamento o bremsstrahlung. p γ Eγ = hν p Ze de dx N A Z A 2 ρ r 2 e ( E + m c e 2 ) 4 ln 2( E + m c m c e e 2 2 ) 4 3 MeV cm e 2 Con : r = e 2 raggio classico dell elettrone che vale r e = fm mec

13 Fotoni Consideriamo i seguenti processi: -Effetto fotoelettrico -Diffusione Compton -Produzione di coppie Altre interazioni (Diffusione Rayleigh, Reazioni fotonucleari ) µ = coefficiente di attenuazione, dipende sia dall energia del fotone sia dalle caratteristiche del mezzo attraversato.

14 Effetto fotoelettrico Interazione di un fotone con un elettrone atomico. Durante l interazione il fotone cede tutta la sua energia all elettrone. E = hν E e b Coefficiente di attenuazione per effetto fotoelettrico: µ ρ foto 5 Z A

15 Effetto Compton Interazione di un fotone con un elettrone libero La differenza di energia tra fotone incidente e fotone diffuso sarà impartita all elettrone sotto forma di energia cinetica. hν hν θ ϕ e - A differenza dell effetto fotoelettrico il fotone non cede tutta la sua energia in una sola interazione, ma rilascia solo una frazione della propria energia deviando rispetto alla direzione incidente. Sezione d urto per effetto Compton (trattazione non relativistica) : µ ρ Compton Z A

16 Produzione di coppie Un fotone può creare una coppia elettronepositrone, se possiede un energia maggiore della somma delle masse a riposo delle due particelle prodotte E γ MeV hν e - e + Il processo inverso è l annichilazione : e + + e γ + γ L eccesso di energia del fotone incidente è trasformato in energia cinetica del positrone e dell elettrone: E cinetica = E γ ( MeV ) si producono due fotoni, di energia pari a 511 kev 2 Sezione d urto per produzione di coppie: µ ρ pp Z A 2

17 Evidenza sperimentale della produzione di una coppia Fotone gamma di alta energia Creazione di una coppia elettronepositrone. In campo magnetico il positrone curva in senso opposto rispetto all elettrone. Visualizzazione mediante camera a nebbia. 17

18 Cascata elettromagnetica Gli elettroni/positroni di alta energia emettono per irraggiamento fotoni Cascata elettromagnetica I fotoni di alta energia creano coppie elettroni/positroni Il processo ha termine non appena l energia scende al di sotto dell energia critica 18

19 Attenuazione dei fotoni Il coefficiente di attenuazione totale µ tot, è la somma dei coefficienti dei tre processi considerati, e cioè: µ = + + tot µ foto µ Compton µ pp Il numero di fotoni diffusi o assorbiti nello spessore dx é proporzionale al flusso di fotoni incidenti Φ(x) ed alla probabilità totale d interazioneµ tot : dφ ( x) = φ( x) µ tot dx φ ( x) = φ(0) e µ Andamento dell intensità di radiazione elettromagnetica all interno del mezzo: I( x) tot x = I 0 e µ x

20 FOTONI SPESSORE DI DIMEZZAMENTO

21 DOSE ASSORBITA Gli effetti biologici delle radiazione possono essere raggruppati in due categorie: effetti deterministici (reazioni tissutali) ed effetti stocastici (cancro ed effetti ereditari). La grandezza fisica di base utilizzata in radioprotezione per gli effetti stocastici è la dose assorbita media in un organo o in un tessuto: energia depositata nell'organo divisa per la massa di quell'organo o di quel tessuto. Per gli effetti deterministici (reazioni tissutali), la dose assorbita è mediata sulla porzione del tessuto maggiormente irradiata, come il volume di pelle irradiata nel fascio diretto di radiazione. Dose assorbita D = Energia/Massa Unità di misura: 1Gy = 1J/kg Radiological Protection in Medicine Annals of the ICRP Volume 37 Issue 6,

22 DOSE EQUIVALENTE Alcune radiazioni sono più efficaci di altre nel provocare gli effetti stocastici. Per tener conto di questo, è stata introdotta la grandezza dose equivalente: dose assorbita media in un organo o in un tessuto moltiplicata per il Fattore di Qualità = fattore adimensionale di ponderazione della radiazione. Per tutti i principali tipi di radiazioni utilizzati in medicina (fotoni ed elettroni), si assegna un fattore di ponderazione della radiazione pari a 1, così che la dose assorbita e la dose equivalente sono numericamente uguali. Per le particelle alfa e gli ioni pesanti, il fattore di ponderazione della radiazione è 20, per i protoni il fattore di ponderazione è 2, mentre per i neutroni il fattore di ponderazione della radiazione è una funzione continua dell energia del neutrone incidente sul corpo. Unità di misura della dose equivalente è il sievert (Sv). 22

23 FATTORE DI QUALITA

24 Confronto distribuzione di dose per diverse radiazioni in funzione della profondità in acqua 24

25 DOSE EFFICACE L esposizione alle radiazioni dei diversi organi e tessuti dell organismo determina differenti probabilità di danno e diversi livelli di gravità. Per esprimere il detrimento combinato derivante dagli effetti stocastici dovuto alle dosi equivalenti in tutti gli organi e i tessuti del corpo, la dose equivalente in ogni organo e tessuto è moltiplicata per un fattore di ponderazione tissutale, i risultati sono sommati sull intero corpo, per fornire la dose efficace. H t = Q t D t Dose media equivalente ad un organo H E = Dose Efficace H = w Unità di misura della dose efficace è ancora il sievert (Sv). Valori limiti annuali raccomandati da ICRP 60 per la Dose Efficace: Intera Popolazione: Lavoratori Esposti: 1 msv 20 msv E T T H T *ICRP, 2007b. Quantities used in radiological protection. Annex B to 2007 Recommendations. 25

26 ORDINI DI GRANDEZZA Dose totale assorbita in un trattamento radioterapico 60 Gy (es. 30 frazioni da 2 Gy, 5 volte alla settimana) Dose assorbita in un esame RX diagnostico qualche mgy (in superficie) Dose Efficace dell ordine dei 100µSv/mGy Dose assorbita in esame di Medicina Nucleare (es.scintigrafia ossea) Dose superfici ossee 10.5 mgy Midollo osseo 1.22 mgy Dose (total body) 1.03 mgy Dose efficace 1.82 msv Dose efficace annuale da sorgenti di radiazione naturale 2.0 msv (in aree particolari si può arrivare a circa 17 msv)

27 Un po di numeri Sono circa 2 milioni gli italiani che nel corso della loro vita hanno avuto una diagnosi di tumore. La mortalità per tumore rappresenta in Italia il 30% circa del totale dei decessi annui, ma migliora costantemente la sopravvivenza a cinque anni dalla diagnosi, pari secondo gli ultimi dati disponibili al 47% (in linea con la media europea). Il protocollo di trattamento delle patologie neoplastiche prevede la radioterapia nel 70% circa dei casi.

28 Radioterapia la soluzione fisica a un problema biologico Radioterapia con fasci esterni Fasci di radiazioni di alta energia (normalmente X,γ, elettroni ed, in alcuni centri, protoni o ioni) prodotti da radionuclidi o da acceleratori di particelle Brachiterpia Sorgenti radioattive sigillate introdotte in via permanente o temporanea all interno del corpo Radioterapia metabolica Sorgenti radioattive non sigillate veicolate all interno del corpo da farmaci o da anticorpi

29 Radioterapia conformazionale Con la radioterapia conformazionale si utilizzano tecniche di imaging CT per identificare con adeguata precisione sia il bersaglio del trattamento che gli organi a rischio prossimali. La pianificazione del trattamento viene eseguita utilizzando sistemi computerizzati (Treatment Planning System TPS) che effettuano sia il calcolo della dose, che la procedura di pianificazione del trattamento. Sezione assiale del corpo Per non vanificare le potenzialità offerte da queste tecniche, l accuratezza deve essere elevata in ogni fase del processo radioterapico, in particolare nella valutazione della dose assorbita dal paziente. TPS IMRT per prostata 29

30 IMRT: Intensity Modulated Radiation Therapy Dose campo standard Dose campo a modulazione di intensità

31 U. Amaldi 31

32 PROBLEMATICHE DOSIMETRICHE I problemi principali derivanti dall introduzione di modalità di trattamento ad alta conformazionalità (IMRT, stereotassi, proton therapy) sono legati a: piccoli campi di irraggiamento; alti gradienti di dose; variazione del dose rate nello spazio e nel tempo; variazione dello spettro energetico del fascio nello spazio e nel tempo.

33 Caratteristiche richieste ai rivelatori Elevata risoluzione spaziale (sensori di piccole dimensioni e breve distanza tra gli elementi della matrice) Risposta indipendente dal dose rate, dall energia e dal LET della radiazione Risposta veloce e stabile nel tempo Buona linearità Ampio range dinamico tessuto equivalenza

34 La tessuto-equivalenza Il materiale del dosimetro deve interagire con la radiazione in modo simile al tessuto umano, quindi avere Z simile acqua, aria, carbonio 34 materiale Z aria 7.78 acqua 7.51 muscolo 7.64 grasso 6.46 ossa carbonio 6 silicio 14 SiC 10

35 Dosimetri per la rivelazione delle radiazioni Off-line On-line - emulsioni fotografiche - Dosimetri a termoluminescenza (TLD) - camere a ionizzazione - A giunzione / barriera Schottky su semiconduttore (Si, Diamante) 35

36 Una emulsione fotografica viene impressionata dalla radiazione, la densità ottica rilevata e proporzionale alla dose. Si ottiene così la misura della dose assorbita dalla pellicola durante l intero periodo di esposizione. film-badge 36

37 Dosimetri Struttura a a termoluminescenza bande di un isolante(tld) Banda conduzione Energia Banda proibita Banda valenza L energia impartita dalla radiazione libera l elettrone dal legame Atomico e lo parta nella banda di conduzione. Termoluminescenza = emissione di luce, a seguito di riscaldamento da parte di alcuni materiali isolanti (CaF 2, LiF, BeO, CaSO 4, Li 2 B 4 O 7 ) 37

38 Struttura a bande di un isolante Banda conduzione Energia Banda proibita Banda valenza L energia impartita dalla radiazione libera l elettrone dal legame Atomico e lo parta nella banda di conduzione. La maggior parte degli elettroni ritornano a legarsi alle lacune dopo aver migrato nel cristallo (luminescenza) 38

39 Struttura a bande di un isolante Banda conduzione Energia trappola Banda proibita Banda valenza L energia impartita dalla radiazione libera l elettrone dal legame Atomico e lo parta nella banda di conduzione. La maggior parte degli elettroni ritornano a legarsi alle lacune dopo aver migrato nel cristallo (luminescenza) Qualcuno resta intrappolato in livelli metastabili della banda proibita 39

40 Struttura a bande di un isolante Banda conduzione Energia trappola Banda proibita Banda valenza L energia impartita dalla radiazione libera l elettrone dal legame Atomico e lo parta nella banda di conduzione. La maggior parte degli elettroni ritornano a legarsi alle lacune dopo aver migrato nel cristallo (luminescenza) Qualcuno resta intrappolato in livelli metastabili della banda proibita Finche il cristallo non viene riscaldato (lettura). L energia termica somministrata libera l elettrone dalla trappola. Esso ritorna alla banda di valenza e nel processo viene emessa luce (Termoluminescenza) 40

41 La fase di lettura del dosimetro consiste quindi nel suo riscaldamento Un fotomoltiplicatore legge la luce emessa, proporzionale al numero di elettroni intrappolati Misura della dose assorbita Dosimetro TLD 41

42 Dosimetri on-line Principio di funzionamento generale di un rivelatore particella di energia E trasferimento di energia fe (f 1) al rivelatore conversione in forma d energia accessibile f E convertita in impulsi elettrici necessaria elettronica per il trattamento dell informazione elettronica E fe segnale analogico uscita digitale 42

43 A. Sensibilità Caratteristiche Generali capacità di produrre un segnale S utilizzabile per un dato tipo di radiazione di una data energia (non esiste rivelatore sensibile a tutte le radiazioni di qualunque energia) rumore rivelatore, N R : la minima ionizzazione in grado di produrre segnale utilizzabile S è determinata dal rumore del sistema rivelatore elettronica deve essere S» N R B. Risposta interazione di una particella nel rivelatore rilascio di carica elettrica Q nel volume sensibile del rivelatore raccolta tramite campo elettrico i I risposta del rivelatore: impulso di corrente t c t Q = t c 0 i(t) dt 43

44 Il dosimetro misura la corrente media prodotta dal rivelatore i Dosimetro I (t) I (t) t I (t) = 1 T t t - T dt i(t ) T = tempo di risposta del circuito di misura T ~ 1 s misuro corrente media I ~ r Q rate media carica media per interazione 44

45 Principio di funzionamento dei rivelatori a gas gas La radiazione ionizza le molecole del gas, ioni ed elettroni sono accelerati dal campo elettrico interno al rivelatore e raccolti alle armature 45

46 funzionano con questo principio: Contatori Geiger Camere ad ionizzazione Penne dosimetriche individuali 46

47 Giunzione p-n Dosimetro a Si Configurazione tipica rivelatore a silicio. In generale la configurazione utilizzata è n + /p. 47

48 Caratteristica I-V di un dosimetro a Si al buio ed esposto a radiazione pari a 1.5Gy/min Caratteristiche Operative: -Tensione applicata nulla per minimizzare la corrente di buio - tempo di campionamento intorno a T 10ms -Misura carica integrata sensibilità s = di dd 48

49 Regione attiva del dosimetro W = larghezza di svuotamento R p = range delle particelle L = lunghezza di diffusione Si puo avere contributo al segnale per la diffusione dei portatori minoritari che vengono creati in R p all interno della regione neutra 49

50 Dispositivo commerciale a matrice planare di diodi Si Caratteristiche del MapCHECK MapCHECK ( Sun Nuclear Corp.) 445 diodi al silicio di tipo n preirradiati di area 0.8 mm x 0.8 mm disposti in una regione quadrata di lato 22 cm Doppia risoluzione spaziale: campo 10 cm x 10 cm dir. verticale e orizzontale 10 mm diagonale 7.1 mm campo 20 cm x 20 cm dir. verticale e orizzontale 20 mm diagonale 14.1 mm Buildup inerente in acrilico 2.0 cm acqua eq. Backscatter inerente in acrilico 2.27cm acqua eq. Problema: bassa risoluzione spaziale Mappa delle posizioni dei diodi 50

51 Rivelatore a Si epitassiale sviluppato a Firenze Silicon segmented sensor, n-type implant on an epitaxial p-type layer. Each element is 2x2 mm 2 and the distance center-to-center is 3 mm. The sensor is composed of 21x21 pixels. Area 6.29x6.29 cm Geometry of the 441 channels Si module.

52 Risultati misure sotto fascio radioterapico Almost all the channels exhibit a repeatability < 0.5%, reproducibility < 1% deviation from linearity is 0.3% in the dose range cgy, and the fraction of channels which have a deviation better than 1% is 98% Measurements in the dose rate range cgy/min indicate that there is no dose rate dependence. Mean sensitivity = ± nc/cgy The energy dependence was assessed for different beam quality. TPR at different depths and OF were measured (1-2% ) As expected a slight energy dependence was observed since silicon is not water equivalent

53 Dose maps Profiles Signal (C) Signal (C) Profile along the central column for different field size (0.8X0.8, 1.6x1.6, 2.4x2.4, 3.2x3.2, 4x4, 4.8x4.8) 6MV photon beam at Careggi Hospital

54 IMRT Field 10MV photon beam at Careggi Hospital Inserire mappa focus

55 Confronto misura dose conformata con IMRT per la cura del tumore della prostata effettuata con MAPCHECK e con il dispositivo sviluppato a Firenze 55

56 Depth dose measurements (protons) Spread Out Bragg Peak Signal (nc) CATANA: 62 MeV proton beam Measurements in PMMA depth (mm) Signal normalized at 12.5 mm

57 In progress: Sviluppo su scala 18x18cm 2 Overview of the large scale detector design. Details of connection between the kapton flexible circuit (pale green) and central silicon module. Possibilità di tesi di laurea in questo settore 57

58 Dosimetro a diamante it is almost tissue equivalent it doesn t perturb the radiation field small fields the energy is absorbed as in the water no correction factors high radiation hardness long term stability high density high sensitivity small dimensions non toxic it can be used as TL dosimeter (off-line) or for on-line applications high defect density - priming effects instability of the signal high voltage required high production costs 58

59 First dosimetric applications: Natural Diamond PTW NATURAL DIAMOND Commercial Devices: PTW Natural Diamond 20 mm 7.3mm 59

60 A potentially low-cost material: Chemical Vapour Deposited polycrystalline Diamond After polishing and Material removal 50 µm 200µm Courtesy of Element Six DEF Florence - Columnar growth increased quality at growth side 60

61 Primi dispositivi bidimensionali con diamante policristallino realizzati a Firenze Barriera Schottky realizzata evaporando contatto Cr/Au o Ti/Au su diamante pcvd. Uso a zero bias per ridurre l effetto della difettosità di bulk che incide negativamente sulla dinamica di risposta. rivelatore a diamante policristallino 2.5cmx2.5cm, spessore 300µm con contatti Cr/Au prodotto a Firenze per radioterapia stereotassica Prove sotto fascio al LINAC dell ospedale di careggi. 61 Possibilita attivita di tesi.

62 Primi risultati con fasci IMRT molto promettenti M. Bruzzi, C. De Angelis, M. Scaringella, C. Talamonti, D. Viscomi and M. Bucciolini: Zero-bias Operation of polycrystalline Chemically Vapour Deposited Diamond films for Intensity Modulated RadioTherapy, submitted to Diamond and Related Materials, May pcvd and PTW diamonds in 10 MV IMRT field (26 segments in 160 s) 62

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