NGHIÊN CỨU TỔNG QUAN
Giới thiệu
1.1.1 Tổng quan về xạ trị
Xạ trị (tiếng anh là radiotherapy hoặc radiation oncology) là một phương pháp điều trị trong y tế sử dụng bức xạ ion hóa để tiêu diệt các tế bào bệnh mà điển hình nhất là các khối u ung thư.
Xạ trị có thể được sử dụng như một liệu pháp chính để điều trị các khối u ác tính Bên cạnh đó người ta cũng thường kết hợp xạ trị với phẫu thuật, hóa trị, … Hiện nay hầu hết các loại bệnh ung thư phổ biến đều có thể được điều trị bởi các kỹ thuật xạ trị khác nhau Mục đích điều trị chính xác (chữa bệnh, điều trị hỗ trợ, giảm nhẹ, …) sẽ phụ thuộc vào từng loại khối u, vị trí, giai đoạn bệnh lý cũng như sức khỏe của bệnh nhân Hiện nay, ngày càng có nhiều các bệnh nhân được điều trị ung thư thành công với ít các tác dụng phụ hơn và có thể bảo đảm được chức năng của các mô bình thường thông qua sử dụng kỹ thuật xạ trị.
Có ba loại hình xạ trị cơ bản bao gồm:
• Xạ trị ngoài (external beam therapy)
• Xạ trị áp sát (branchytherapy)
1.1.2 Kỹ thuật xạ phẫu lập thể
Năm 1951, nhà giải phẫu thần kinh người Thụy Điển Lars Leksell đề xuất phương pháp xạ phẫu lập thể (Stereotactic Radiosurgery) để điều trị các khối u nhỏ trong não mà phương pháp phẫu thuật thông thường không thể đáp ứng được Kỹ thuật này sử dụng các chùm photon cụ thể là các tia gamma được phát ra từ các đồng vị phóng xạ (Co-60) có kích thước nhỏ, cường độ lớn từ nhiều hướng khác nhau hội tụ trên khối u giúp phá hủy mô đích như được minh họa trong Hình 1.1 Mỗi một tia gamma từ nguồn đồng vị Co-60 (có năng lượng trung bình 1,25 MeV) cung cấp một liều không đủ gây hại cho các mô não nằm trên đường đi của bức xạ, nhưng khi tập trung nhiều tia bức xạ tại đúng vị trí khối u, tổng liều hấp thụ tại đó rất lớn và đủ để tiêu diệt khối u trong khi vẫn đảm bảo được an toàn cho các mô lành xung quanh Kỹ thuật xạ phẫu ngày nay càng được phát triển dần thay thế cho các biện pháp phẫu thuật mổ mở, mổ nội soi hộp sọ, bởi vì các phương pháp này có nguy cơ để lại các biến chứng với các tổn thương ở hệ thống não hoặc hệ thống thần kinh trong khi kỹ thuật xạ phẫu đem lại ưu điểm không gây đau đớn, ít để lại di chứng, bệnh nhân chỉ cần điều trị một lần, và có khả năng hồi phục nhanh chóng.
Hình 1.1 Hình ảnh mô tả nguyên lý kỹ thuật xạ phẫu Các tia gamma được phát ra từ nhiều hướng khác nhau hội tụ trên khối u não cần tiêu diệt
Hiện nay có ba loại thiết bị xạ phẫu lập thể cơ bản, mỗi loại trong số đó sử dụng các thiết bị và loại nguồn bức xạ khác nhau, bao gồm:[1]
• Máy gia tốc tuyến tính (Linear accelerator – LINAC)
• Xạ phẫu bằng chùm proton hoặc hạt nặng mang điện tích Đối tượng của luận văn này nghiên cứu về các hệ thống xạ phẫu GammaKnife, do đó trong nội dung sau đây sẽ trình bày các nghiên cứu tổng quan về các thiết bị này.
Nghiên cứu tổng quan về hệ thống xạ phẫu Gamma Knife
1.2.1 Lịch sử hình thành và phát triển
Vào năm 1968, Lars Leksell cùng với Borge Larson đã phát minh ra thiết bị Gamma Knife đầu tiên được lắp tại bệnh viện Sophiahemmet, Stockholm, Thụy Điển[2] và được coi là nguyên mẫu nguyên thủy của các thiết bị Gamma Knife ngày nay Bệnh nhân đầu tiên được thực hiện kỹ thuật này là một bệnh nhân bị u não Ngay sau đó kỹ thuật này cũng được sử dụng với bệnh nhân u tuyến yên, tuyến tiền đình, dị tật mạch máu và rối loạn các chức năng, …
Với hơn 50 năm phát triển kể từ khi thiết kế nguyên mẫu được lắp đặt, đã có rất nhiều thế hệ thiết bị Gamma Knife khác nhau được công bố, mặc dù vậy các thiết bị này chủ yếu được phân thành hai loại theo đặc tính chuyển động của các nguồn phóng xạ:
• Gamma Knife tĩnh (LGK): Thiết bị được phát triển dựa theo nguyên mẫu ban đầu chứa 201 nguồn đồng vị Cobalt 60 được đặt cố định với hoạt độ khoảng 30
Ci cho mỗi nguồn[3] Các thế hệ thuộc loại Gamma tĩnh bao gồm các model
U, model B, model C, model 4C và PERFEXION (riêng thiết bị GammaPERFEXION chỉ có 192 nguồn) Về cơ bản, model U có kích thước và hình học nguồn tương ứng tương tự như các model B và C ngoại trừ có góc vĩ độ lớn hơn[4] Model C tương tự như model B nhưng được trang bị thêm hệ thống định vị tự động (Automatic Positioning System – APS) đây chính là đặc điểm của hai model C và 4C Tuy nhiên cho tới hệ thống PER- FEXION đã được loại bỏ và thay bằng hệ thống định vị bệnh nhân (PPS).
Hệ thống mới này có thể di chuyển toàn bộ cơ thể bệnh nhân dựa trên tọa độ xạ phẫu đã lựa chọn trước đó thay vì chỉ di chuyển mỗi phần đầu của bệnh nhân như đối với hệ thống APS.
• Gamma Knife quay (RGS): Bao gồm Gamma ART6000 (kí hiệu là RGSA) và các thiết bị tương tự của Trung Quốc (RGS C ) như OUR và MASEP Ví dụ, đối với hệ thống RGS A gồm 30 nguồn đồng vị Cobalt-60, hoạt độ mỗi nguồn ban đầu là khoảng 200 Ci[3], các nguồn được đặt trên một cơ cấu đỡ có dạng hình bán cầu Trong quá trình điều trị, các nguồn được quay xung quanh đầu bệnh nhân, do đó thiết bị Gamma Knife quay chỉ cần số lượng nguồn ít hơn so với hệ thống Leksell Gamma Knife nhưng vẫn đảm bảo được cùng một liều chiếu khiến cho giảm thiểu chi phí vận hành và công việc thay đổi nguồn Ngoài ra do đặc điểm số lượng nguồn ít hơn và quay liên tục nên thiết bị Gamma Knife quay làm giảm liều chiếu đáng kể tới các mô lành xung quanh.
1.2.2 Hệ thống xạ phẫu Gamma quay ART6000
Thiết bị xạ phẫu đã được áp dụng rộng rãi, đặc biệt sử dụng để tiêu diệt các khối u não Trải qua nhiều phiên bản cải tiến và nâng cấp các tính năng khác nhau, tuy nhiên mẫu thiết bị này vẫn không thay đổi đặc tính cố định của các nguồn Cobalt mãi cho tới 30 năm sau Vào năm 1996, thiết bị gamma quay đầu tiên được giới thiệu tại Trung Quốc có tên OUR được phát minh bởi tập đoàn Shenzhen OUR International Technology & Science Co Ltd[5] Năm 2000, một công ty ở Hoa Kỳ có tên American Radiosurgery đã bắt đầu nghiên cứu chế tạo hệ thống gamma quay mới Gamma ART6000[6] Đến năm 2003 đã thành công lắp đặt thiết bị này tại trung tâm Radiation Oncology Center, Illinois, Hoa Kỳ[7]. Vào năm 2008, hệ thống này được đổi tên thành RGS Vertex 360 để phù hợp hơn với đặc tính chuyển động quay 360 độ[6] Và cho tới nay thì đây là dòng máy gamma quay hiện đại đang được sử dụng tại Việt Nam.
Hệ thống gamma quay được phân biệt với thiết kế dao Gamma tĩnh bởi sự quay của 30 nguồn Cobalt-60 trong suốt quá trình điều trị Đây là một cải tiến lớn, mang lại nhiều lợi thế:[8]
• Các chùm bức xạ được chuẩn trực và hội tụ từ một góc khối lớn hơn tới mục tiêu, trong khi các mô khỏe mạnh xung quanh mục tiêu nhận được ít bức xạ hơn.
• Bộ chuẩn trực thứ cấp được tích hợp sẵn bên trong Điều này giúp loại bỏ nhu cầu thay đổi mũ chuẩn trực thứ cấp bên ngoài để sử dụng các ống chuẩn trực có kích thước khác nhau.
• Việc sử dụng 30 nguồn Cobalt-60 giúp giảm chi phí, trao đổi nguồn và loại bỏ thời gian chết.
• Với tính năng che chắn cơ học, các chùm tia sẽ bị tắt hoặc thay đổi thành kích thước nhỏ hơn khi chùm tia nguồn tiếp cận khu vực cơ quan quan trọng Sau đó, chùm tia được tự động khôi phục về cài đặt cũ của nó Thân nguồn tự động sắp xếp với các khối che chắn trên ống chuẩn trực thứ cấp, giúp giảm rò rỉ bức xạ và cũng giảm liều bức xạ tới các mô khỏe mạnh của bệnh nhân.
Hình 1.2 Cấu trúc hệ thống xạ phẫu quay RGS[8]
Về mặt cấu tạo, các thành phần chính của hệ thống xạ phẫu RGS A bao gồm 3 khối chính: hệ thống định vị lập thể (Stereotactic localization system), khối điều trị (Gamma-ray treatment unit) Tất cả các thành phần được thể hiện trong Hình 1.2 Hãng American Radiosurgery đã cải tiến một số tính năng mới so với các thế hệ xạ phẫu cũ như sau:[8]
• Điểm hội tụ được dịch xuống dưới 3 cm từ tâm bán cầu giúp có thể điều trị các khối u nằm sâu ở dưới não.
• 30 nguồn bức xạ gamma Cobalt-60 được nhóm lại không đối xứng và phân bố trên bán cầu chính trong phạm vi 72 độ.
• Có khả năng thực hiện kỹ thuật điều biến cường độ (Intensity Modulated Radiation Therapy – IMRT), thông qua một quy trình được điều khiển bằng máy tính để có thể tắt bức xạ ở một số vị trí góc đã chọn trước bất kỳ lúc nào trong quá trình điều trị
• Trong quá trình điều trị, có thể chọn kích thước ống chuẩn trực khác bằng cách điều chỉnh tốc độ quay của ống chuẩn trực thứ cấp. a Hệ thống định vị lập thể
Hệ thống này bao gồm các khung định vị gắn vào đầu bệnh nhân và các khung giá đỡ được gắn chặt trên giường điều trị Khung định vị có dạng hình khung chữ nhật được chế tạo từ vật liệu nhôm, giúp xác định được một cách chính xác vị trí khối u nằm bên trong não bệnh nhân Khung định vị này được gắn trực tiếp vào đầu bệnh nhân thông qua bốn ốc vít và phải được mang theo trong suốt quá trình chụp CT/MRI và quá trình xạ phẫu Khung định vị cung cấp cơ sở cho toạ độ khối u đích và được sử dụng để cố định và định vị đầu bệnh nhân vào giá đỡ khung đầu gắn chặt trên giường điều trị. b Khối điều trị
Khối điều trị bao gồm nguồn bức xạ, hệ cơ khí chuẩn trực, cấu trúc che chắn bức xạ, giường điều trị và khối điều khiển Do khối nguồn bức xạ và hệ cơ khí chuẩn trực đóng vai trò chủ yếu trong nghiên cứu mô phỏng tính toán liều nên chỉ có chi tiết về đặc điểm cấu tạo và chức năng của chúng sẽ được trình bày lần lượt sau đây.
Các nghiên cứu về hệ thống xạ phẫu Gamma Knife
Như đã đề cập trước đó, các thiết bị Gamma Knife được sử dụng chủ yếu trong điều trị các khối ung thư nằm trong não người bệnh Tại vùng đầu này có chứa nhiều các cơ quan nhạy với chùm tia bức xạ, chỉ với một liều bức xạ nhỏ cũng có khả năng gây ra những vấn đề vô cùng nghiêm trọng Do đó công việc khoanh vùng khối u và chỉ định liều tiêu diệt khối u của bác sĩ là vô cùng quan trọng Bên cạnh đó, việc lập kế hoạch điều trị cũng đóng vai trò lớn vào công việc hỗ trợ các bác sĩ bố trí trường chiếu phù hợp, phân bố tổng liều lượng được chỉ định từ nhiều hướng khác nhau, giảm thiểu liều cho các cơ quan lành và tránh các cơ quan chịu rủi ro khác.
Việc tính toán liều lượng phụ thuộc rất lớn vào chương trình lập kế hoạch được cung cấp bởi những NSX Tuy nhiên các thuật toán sử dụng trong những phần mềm này được dựa trên sự hiệu chỉnh với kết quả thực nghiệm trên các phan-tom nước Công việc đánh giá mức độ chính xác của chương trình lập kế hoạch thông thường được thực hiện với một quy trình đảm bảo chất lượng Thuật toán tính liều nêu trên thường rất chính xác khi tính toán cho môi trường đồng nhất, tuy nhiên có thể đối với đối tượng là con người sẽ có nhiều sự khác biệt Trên thế giới, các nghiên cứu liên quan tới thiết bị xạ phẫu Gamma Knife trên thế giới (dưới góc độ liều lượng) được thực hiện theo hai phương pháp (1) thực nghiệm và (2) mô phỏng.
Với các thí nghiệm nhằm mục đích xác định đặc trưng phân bố liều lượng từ những hệ thống xạ phẫu Gamma Knife (bao gồm cả hệ thống quay và hệ thống tĩnh) được thực hiện với phantom cầu 8 cm chế tạo từ nước hoặc polystyrene. Các phép đo liều lượng được thực hiện nhằm xác định giá trị liều/suất liều tại vị trí điểm hội tụ để suy ra hệ số đầu ra bằng các buồng ion hóa Phân bố các đường đồng liều và đặc trưng độ rộng FWHM (Full Width at Half Maximum) và độ rộng bán dạ được xác định bởi các phim bức xạ điển hình như: MD-55[6, 8, 14, 15]; HD-810[16, 17]; hoặc Gafchromic EBT3[18] Sau đó các phim được quét bằng các thiết bị scanner chuyên dụng và mật độ quang học trên phim được xử lý để chuyển đổi thành giá trị liều hấp thụ thông qua các đường cong đặc trưng, ví dụ như trong Hình 1.7 là đường cong đặc trưng liên hệ giữa mật độ và giá trị liều hấp thụ trên phim MD-55.
Hình 1.7 Đường cong đặc trưng của phim MD-55[8]
Năm 1999, Goetsh và các cộng sự thực hiện nghiên cứu thực nghiệm các đặc trưng liều lượng trên hệ thống xạ phẫu quay OUR mới được lắp đặt tại trung tâmAuhai Radiosurgery Center, bệnh viện Beijing Navy General Hospital, TrungQuốc[16] Nhóm tác giả đã sử dụng các buồng ion hóa (Capintec Model PR-05 vàPinpoint Chamber Model 31006); liều kế nhiệt phát quang Lithium fluoride
(LiF:Ma, Ti) và phim bức xạ HD-801 để xác định các đại lượng suất liều hấp thụ, hệ số đầu ra, phân bố liều trên phim, kích thước trường chiếu, … trong phantom hình cầu được chế tạo từ môi trường đồng nhất (nước) Ví dụ trong Hình 1.8 thể hiện phân bố các đường đồng liều (hình a, b) thu được từ phim bức xạ và phân bố liều tương đối dọc theo từng vị trí điểm liều cách trục trung tâm.
(a) Mặt phẳng XY (b) Mặt phẳng XZ
(c) Profile liều trục X (mặt phẳng XY) (d) Profile liều trục Y (mặt phẳng XY)
Hình 1.8 Hình ảnh đường đồng liều và profile liều đối với trường chiếu 18 mm[16]
Các nghiên cứu sau này được thực hiện bởi các tác giả khác (Kubo và cộng sự, 2002)[17] và (Yang và cộng sự, 2011)[6] được thực hiện tương tự như nghiên cứu của (Goetsch và cộng sự, 1999) để đo đạc về mặt liều lượng và bổ sung thêm nội dung kiểm chuẩn về độ chính xác của hệ thống cơ khí.
Nhận xét: Tất cả những nghiên cứu thực nghiệm nêu trên được thực hiện với phantom đồng nhất để kiểm tra độ chính xác về mặt liều lượng của các thiết bị xạ phẫu Gamma Knife Bởi vì bản thân thuật toán tính liều của chương trình lập kế hoạch là dựa trên tính toán trong phantom nước nên sẽ thu được kết quả thực nghiệm chính xác theo kế hoạch Tuy nhiên, khi điều trị đối tượng là con người với hình dạng và cấu trúc giải phẫu có nhiều điểm khác biệt, liệu rằng kế hoạch được lập ra có đảm bảo yêu cầu điều trị hay không thì vẫn chưa có các thực nghiệm nào được tiến hành để kiểm chứng.
1.3.2 Nghiên cứu mô phỏng Monte Carlo
Các nghiên cứu mô phỏng bắt đầu được thực hiện cho các dòng máy Gamma Knife tĩnh B/C/4C từ những năm cuối thập niên 90 (Cheung và các cộng sự, 1998)[19] đã mô phỏng một kênh nguồn đơn giản của hệ thống Leksell Gamma Knife bằng mã mô phỏng Monte Carlo PRESTA (Parameter Reduced Electron-Step Transport Algorithm) Nghiên cứu này đã thực hiện tính toán liều trong phan-tom nước có đường kính 160 mm đại diện cho đầu của bệnh nhân được đặt tại khoảng cách 400 mm Nhóm tác giả đã mô phỏng thành công các trường chiếu đơn thông qua việc so sánh với kết quả của hãng Elekta.
Hình 1.9 Mô hình hệ thống Elekta Leksell Gamma[20]
(Moskvin và các cộng sự, 2002)[20] sau đó cũng công bố nghiên cứu về hệ thống Leksell Gamma như trong Hình 1.9 Trong nghiên cứu này, nhóm tác giả đã lần đầu công bố kích thước các chuẩn trực của hệ thống Gamma Knife và có sử dụng các đo đạc thực tế để làm căn cứ so sánh với mô phỏng Tuy nhiên mô hình mô phỏng lúc này vẫn còn khá đơn giản. Được dựa trên các nghiên cứu trước đây (Dweri và các cộng sự, 2004)[21] cũng đã thực hiện nghiên cứu mô phỏng cho dòng máy Leksell Gamma Knife C với hình học rất chi tiết như được mô tả trong Hình 1.10 Cấu hình mô phỏng của tác giả được sửa đổi từ cuốn sổ tay hướng dẫn User Manual (Elekta, 1992) Trong hình (a) là viên nang nguồn (capsule) được chế tạo từ vật liệu thép không gỉ (stain-less steel) và chứa bên trong một lõi nguồn (active core) từ 60 Co Phần lõi nguồn bao gồm 20 viên nén hình trụ đường kính 1 mm và chiều cao 1 mm, như vậy kích thước của lõi nguồn được mô phỏng có đường kính 1 mm và cao 20 mm Viên nang nguồn được đặt bên trong hệ thống ống bọc (bushing system) bằng nhôm (aluminum) được thể hiện trong hình (b) Trong hình (c) cho thấy kích thước của các ống chuẩn trực (sơ cấp và thứ cấp) cho mỗi một nguồn đơn Chuẩn trực sơ cấp được cấu tạo từ vonfram (tungsten) và chì (lead), chuẩn trực thứ cấp được cấu tạo từ vật liệu vonfram Tác giả mô phỏng bốn trường chiếu 4, 8, 14, và 18 mm tại điểm hội tụ đặt cách tâm nguồn 401 mm Kích thước vào/ra của ống chuẩn trực thứ cấp được sử dụng dựa trên nghiên cứu của (Moskvin và cộng sự, 2002) Cuối cùng, trong hình (d) là hình học hoàn chỉnh bao gồm phần đầu thiết bị (được cấu tạo từ sắt (iron)) và phantom hình cầu tượng trưng hóa cho đầu bệnh nhân có đường kính 160 mm, chứa đầy bởi vật liệu nước đặt tại tâm hội tụ của nguồn.
Hình 1.10 Mô hình hệ thống Leksell Gamma 4C[21]
Trong nghiên cứu này, nhóm tác giả đã tiến hành khảo sát sự phân bố góc của các hạt photon ban đầu được phát ra theo góc hình nón từ 0 – 20 độ Kết quả của nghiên cứu đã chỉ ra rằng các sự kiện ban đầu được lấy mẫu với góc hình nón bằng 3 độ sẽ đủ đảm bảo độ chính xác cho kết quả mô phỏng Đây là một hệ quả rất quan trọng đã được rút ra và sử dụng rất nhiều trong những nghiên cứu sau này để rút ngắn thời gian và nâng cao hiệu suất của quá trình tính toán mô phỏng Nghiên cứu cũng đã tiến hành tính toán Δ các=0,5đường phân bố liềuΔℎvớ=i d1ạng lưới hình trụ (bin lưới có kích thước bán kính mm; chiều cao đối với 16 trường chiếu 18 và 14 mm; Δρ=0,25 mm; chiều cao Δh=0,5 mm đối với trường chiếu 8 và 4 mm) cho các trường chiếu khác nhau Kết quả mô phỏng được so sánh với nghiên cứu của (Cheung và cộng sự, 1998) cho thấy sự phù hợp rất tốt Như vậy nghiên cứu nói trên đã mô tả hệ thống xạ phẫu tĩnh Leksell Gamm Knife một cách rất chi tiết, tuy nhiên nghiên cứu này vẫn còn điểm hạn chế khi mới mô hình hóa được một kênh nguồn mà chưa thể thực hiện tính toán cho 201 kênh nguồn.
Hình 1.11 Phân bố góc vĩ độ của 201 nguồn hệ thống LGK B/C[4]
Năm 2006, một nghiên cứu được thực hiện bởi (Cheung và các cộng sự, 2006)[4] lần đầu đã thực hiện mô phỏng một thiết bị Gamma Knife quay “tượng trưng” có các thông số hình học được dựa trên hệ thống Leksell Gamma Knife C ngoại trừ thay đổi phân bố của các nguồn Nghiên cứu này đã thực hiện mô phỏng thiết bị xạ phẫu quay khá đơn giản khi chỉ cần điều chỉnh góc phân bố của các nguồn mà chưa thể mô tả được chuyển động quay của các nguồn, và thực tế số lượng nguồn Cobalt trong hệ thống quay cũng nhỏ hơn nhiều so với các thế hệ xạ phẫu tĩnh, độ dài và kích thước của các chuẩn trực cũng có thể có nhiều sự khác biệt Nhìn chung, việc mô phỏng như vậy chưa thể phản ánh đúng đặc tính quay nguồn khi điều trị của các hệ thống xạ phẫu Gamma Knife quay, nguyên nhân có thể do sự hiểu biết về các thiết bị Gamma quay lúc đó vẫn còn hạn chế.
Hình 1.12 Mô hình hệ thống LGK 4C và OUR XGD[22]
Nghiên cứu về hệ thống xạ phẫu quay của (Tian và các cộng sự, 2016)[22] đã thực hiện nghiên cứu đặc trưng về liều lượng giữa hai hệ thống xạ phẫu tính và quay đó là Leksell Gamma Knife 4C và OUR XGD sử dụng mã MCNP6 Cấu hình mô phỏng của hai hệ thống này được thể hiện trong Hình 1.12 Mô hình đơn kênh nguồn của cả LGK và OUR bao gồm các thành phần: nguồn, các chuẩn trực, phantom và các vùng khác Nguồn Cobalt-60 được mô phỏng có dạng hình trụ được bọc trong một lớp vỏ bằng thép không gỉ Cụm chuẩn trực gồm hai phần là chuẩn trực sơ cấp (gần phía nguồn) và chuẩn trực thứ cấp (gần phantom) được mô phỏng có dạng hình trụ và rỗng (dạng hình nón) bên trong Kích thước của các nguồn và chuẩn trực được sử dụng giống như trong nghiên cứu [21] đối với hệ thống LGK4C và theo NSX như trong Bảng 1.1 đối với hệ thống OUR. Phantom nước được mô phỏng có đường kính 16 cm, các vùng khác được mô phỏng bao gồm các vùng không khí bao quanh Các hình (a), (b) và (c) thể hiện hình học và vật liệu của hai hệ thống trong mô phỏng MCNP Để ghi nhận phân bố liều, tác giả đã sử dụng lưới dạng vòng (hình (c)) đặt tại tâm hội tụ của nguồn.
Bảng 1.1 Thông tin kích thước nguồn và chuẩn trực trong mô phỏng LGK 4C và OUR
Knife 4C OUR XGD Đường kính nguồn (mm) 1 2,7
Khoảng cách từ bề mặt dưới nguồn 391 366 tới điểm hội tụ (mm)
Khoảng cách từ bề mặt dưới chuẩn 165 185 trực thứ cấp tới điểm hội tụ (mm)
Chuẩn trực sơ cấp Dạng lỗ hình nón Dạng lỗ hình trụ
Chiều cao chuẩn trực sơ cấp (mm) 157,5 102,0
Kích thước các trường chiếu (mm) 4; 8; 14; 18 5; 10; 15; 20
Chiều cao chuẩn trực thứ cấp (mm) 60 74,5
Kết quả của nghiên cứu khẳng định rằng các hệ số đầu ra giữa hai hệ thống khác biệt tương đối nhỏ Độ rộng vùng bán dạ của đường profile liều từ tất cả các nguồn của hệ thống LGK 4C là 2,2 - 1,3 - 1,4 mm, 3,5 - 1,6 - 1,7 mm, 5,8 - 2,2 - 2,4 mm, và 7,2 - 2,6 - 3,0 mm trong XY - (+Z) - (-Z) đối với các collimator 4 mm, 8 mm, 14 mm, 18 mm Trong khi với hệ thống OUR XGD là 3,1 - 2,3 - 2,4 mm, 4,0
- 2,4 - 2,5 mm, 5,8 - 2,6 - 3,0 mm, và 7,2 - 2,6 - 3,6 mm cho các chuẩn trực 5 mm,
10 mm, 15 mm, và 20 mm, tương ứng Tác giả đã đưa ra kết luận rằng: đường phân bố liều theo trục Z không có sự đối xứng bởi vì tất cả các nguồn được bố trí theo hướng +Z Điều thứ hai, bởi vì các nguồn được đặt với góc kinh độ lớn hơn với hệ thống OUR XGD (14 - 43 độ) so với (6 - 36 độ) của hệ thống LGK 4C nên độ rộng vùng bán dạ theo hướng Z của hệ thống OUR XGD lớn hơn so với LGK 4C Kết luận thứ 3 của tác giả chỉ ra rằng độ rộng vùng bán dạ của đường phân bố liều từ một nguồn LGK 4C nhỏ hơn so với hệ thống OUR XGD nhưng khi mô phỏng đầy đủ các nguồn thì hệ thống quay OUR XGD có độ rộng vùng bán dạ nhỏ hơn trong mặt phẳng X-Y với các collimator có kích thước nhỏ hơn 10 mm.
Có thể thấy nghiên cứu này đã mô tả được hình học của hệ thống xạ phẫu quay Trung Quốc một cách chi tiết hơn so với nghiên cứu của (Cheung và cộng sự, 2006) trước đây Tác giả cũng chỉ ra giữa cấu hình của hệ thống xạ phẫu quay và tĩnh có các thông số kích thước là khác nhau đáng kể.
Hình 1.13 Mô hình hệ thống LGK C và RGS A [7]
PHƯƠNG PHÁP MÔ PHỎNG HỆ THỐNG XẠ PHẪU
Giới thiệu về chương trình mô phỏng GEANT4 và PHITS
Phương pháp Monte Carlo là một tên gọi chung cho các kỹ thuật liên quan đến tính ngẫu nhiên, tên gọi phương pháp Monte Carlo được đề xuất bởi Metrop- olis vào cuối những năm 1940 Metropolis và Ulam mô tả phương pháp Monte Carlo như “một cách tiếp cận thống kê để giải quyết các phương trình vi phân hay tổng quát hơn là các phương trình vi-tích phân thường hay xuất hiện trong các lĩnh vực khoa học tự nhiên”[26].
Ngày nay, phương pháp mô phỏng Monte Carlo đã trở thành một công cụ không thể thiếu cùng với các thí nghiệm để thực hiện các nghiên cứu tính toán liều lượng Bằng cách sử dụng mã mô phỏng tích hợp sẵn, các nhà nghiên cứu có thể tiến hành các thí nghiệm ảo để ước lượng đánh giá liều lượng với đối tượng là các cơ quan trong cơ thể con người từ đó đánh giá liều lượng hấp thụ, phân bố liều lượng, đánh giá tác dụng và đưa ra các khuyến cáo an toàn Một số mã mô phỏng thường được sử dụng phải kể đến như MCNP, PHITS, GEANT4, EGS, FLUKA, PENELOPE, … Trong số đó MCNP và GEANT4 là phổ biến nhất Cả hai mã này đều có thể sử dụng đa mục đích trong các lĩnh vực khác nhau Tuy nhiên, MCNP thường được ưa chuộng sử dụng mô phỏng tính toán liên quan đến lĩnh vực lò phản ứng trong khi GEANT4 được sử dụng nhiều trong nghiên cứu liên quan tới các lĩnh vực của vật lý y khoa.
Luận văn này lựa chọn sử dụng mã mô phỏng GEANT4 bởi vì đây là một bộ công cụ mô phỏng được sử dụng tương đối phổ biến trong lĩnh vực y khoa đã được minh chứng bởi số lượng các công bố liên quan trên thế giới Đặc biệt GEANT4 là một chương trình mã nguồn mở, tính năng đa dạng và sử dụng rất linh hoạt dựa trên ngôn ngữ lập trình C++ GEANT4 được sử dụng rất nhiều trong các phép tính toán liều lượng Các ứng dụng của GEANT4 liên quan đến lĩnh vực vật lý y khoa có thể kể đến như: ứng dụng xạ trị, nghiên cứu liều lượng, chẩn đoán sử dụng phóng xạ[27].
Luận văn cũng sử dụng kết hợp với một chương trình mô phỏng khác đó là PHITS được phát triển trong thời gian gần đây và vẫn còn tương đối mới ở Việt Nam Chương trình PHITS được phát triển đa mục đích như MCNP tuy nhiên được bổ sung thêm các tính năng đặc biệt cho các ứng dụng y vật lý bao gồm: chế độ tạo sự kiện và các kiểm đếm ghi liều lượng[28] So với MCNP thì PHITS đã được chú trọng hơn trong lĩnh vực vật lý y khoa, đây là điểm cộng so với MCNP Vậy nên luận văn sử dụng đồng thời PHITS và GEANT4 để tăng thêm độ tin cậy của kỹ thuật mô phỏng trong một số bài toán mô phỏng hệ thống ART6000.
2.1.1 Giới thiệu chương trình mô phỏng GEANT4
GEANT4 (Geometry And Tracking 4) là một mã mô phỏng được dựa trên phương pháp Monte Carlo được sử dụng để mô phỏng sự vận chuyển của các hạt qua các môi trường vật chất GEANT4 là một chương trình mã nguồn mở, được viết bằng ngôn ngữ lập trình C++, kết hợp với việc khai thác các đặc điểm của kĩ thuật lập trình hướng đối tượng Ý tưởng cho việc xây dựng GEANT4 bắt đầu từ
Tổ chức Nghiên cứu Hạt nhân Châu Âu (The European Organization for Nuclear Reasearch) vào năm 1993 thông qua việc nghiên cứu một chương trình tính toán mới thay thế cho chương trình GEANT3 dựa trên nền tảng ngôn ngữ lập trình FORTRAN đã cũ Chương trình này giúp mô phỏng hầu hết được các loại hạt khác nhau, trên một phạm vi năng lượng rộng lớn với sự hỗ trợ của nhiều thư viện vật lý Bởi vì được xây dựng dựa trên ngôn ngữ lập trình và kĩ thuật lập trình hướng đối tượng cho nên GEANT4 rất linh động Nhưng bên cạnh đó, cấu trúc chương trình của GEANT4 tương đối phức tạp, yêu cầu về tài nguyên máy tính phải đảm bảo và việc lựa chọn các quá trình vật lý sử dụng cũng phải rất chính xác và phù hợp.
GEANT4 là một bộ công cụ (toolkit) không phải là các ứng dụng (program/ software) thông thường như PHITS hay MCNP Người dùng không thể mô tả bài toán thông qua một tệp đầu vào dạng text và nhận kết quả sau khi mô phỏng chạy xong mà phải tự xây dựng tất cả các yếu tố từ việc xây dựng đầu dò, quá trình vật lý, cách các sự kiện ban đầu được tạo ra như thế nào, cách ghi nhận các đại lượng vật lý, hiển thị đồ họa, … Cụ thể khi xây dựng một ứng dụng (Application), người dùng phải tạo một hàm main(), và gọi tới các lớp cần thiết cho bài toán. Các lớp cơ bản bắt buộc phải có trong một ứng dụng GEANT4 bao gồm:
• G4VUserDetectorConstruction: Mô tả hình học, vật liệu, …
• G4VUserPhysicsList: Định nghĩa hạt, quá trình vật lý, …
• G4VUserPrimaryGeneratorAction: Mô tả các sự kiện ban đầu.
Ngoài ra, chương trình GEANT4 còn cung cấp một số lớp khác như RunAction. SteppingAction, EventAction, … được sử dụng để trích xuất các thông tin cần thiết từ quá trình mô phỏng.
Trong lớp DetectorConstruction (kế thừa từ lớp G4VUserDetectorConstruc- tion), người sử dụng cần mô tả toàn bộ cấu trúc của hệ vật lý cần mô phỏng bao gồm hình học và vật liệu Trong GEANT4, mọi đối tượng hình học đều có thể ghi nhận các thông tin mong muốn, do đó có thể coi bất kì đối tượng hình học nào cũng là một detector Vậy nên việc xây dựng hình học trong GEANT4 còn được biết đến là quá trình xây dựng “detector”.
Các vật liệu được khai báo thủ công qua các lớp G4Isotope, G4Element, và G4Material hoặc sử dụng các thư viện có sẵn được cung cấp bởi NIST (National Institute of Standards and Technology) Thư viện NIST cung cấp những vật liệu được định nghĩa trước bởi GEANT4 giúp người sử dụng không mất quá nhiều thời gian để xây dựng các vật liệu khác nhau.
Một “detector” được xây dựng từ 3 thành phần:
• SolidVolume: là các khối hình học cơ bản như hình hộp, hình trụ, hình cầu, hình nón, … riêng lẻ, hoặc được kết hợp với nhau để tạo ra các khối khác thông qua các lớp kết hợp G4UnionSolid, G4SubtractionSolid, …
• LogicalVolume: là sự kết hợp của các khối Solid với vật liệu, thuộc tính vật lý, hóa học, …
• PhysicalVolume: xác định tọa độ và vị trí của các khối trong không gian mô phỏng.
Lớp PhysicsList (kế thừa từ lớp G4VUserPhysicsList) giúp người dùng xác định các loại hạt, thư viện tương tác, mô hình vật lý được áp dụng cho từng loại hạt khác nhau và ngưỡng cắt Một lớp PhysicsList đầy đủ bao gồm ba phương thức sau đây:
• ConstructionParticle: định nghĩa các hạt được sử dụng bao gồm cả các hạt thứ cấp được tạo ra.
• ConstrucProcess: khai báo các tương tác vật lý cho từng loại hạt.
• SetCuts: thiết lập giá trị ngưỡng cho tất cả các hạt Giá trị ngưỡng này còn được biết đến với tên gọi “độ dài vi phân” của quá trình tương tác giữa hạt với vật chất “Độ dài vi phân” này thể hiện giá trị năng lượng ngưỡng của một khoảng cách mà một hạt muốn di chuyển qua thì giá trị ngưỡng của hạt đó phải lớn hơn giá trị năng lượng ngưỡng này Nếu không hạt sẽ bị hấp thụ trong giá trị ngưỡng đó.
Việc định nghĩa cách tạo ra các hạt sơ cấp ban đầu được xác định trong lớp PrimaryGeneratorAction, người sử dụng có thể sử dụng hai cách để tạo ra các hạt sơ cấp thông qua lớp ParticleGun hoặc GeneralParticleSource Dù sử dụng cách nào trong hai cách nêu trên, người sử dụng cũng cần phải xác định loại hạt, vị trí, phân bố trong không gian, hướng phát ra, … cho các hạt ban đầu này.
2.1.2 Giới thiệu chương trình mô phỏng PHITS
PHITS là tên viết tắt của cụm từ tiếng anh Particle and Heavy-Ion Transport code System, được dịch là Hệ thống mã vận chuyển Hạt và các Ion nặng PHITS là một trong các mã Monte Carlo 3 chiều có thể sử dụng để tính toán đối với nhiều loại hạt khác nhau và đặc biệt có thể sử dụng để tính toán với các hạt neutron trong dải năng lượng nhiệt cho tới năng lượng 200 GeV PHITS được phát triển do sự hợp tác của nhiều viện nghiên cứu khác nhau mà đóng góp lớn nhất là Viện năng lượng nguyên tử Nhật Bản (Japan Atomic Energy Agency). PHITS hiện được viết hoàn toàn bằng ngôn ngữ lập trình Fortran, yêu cầu biên dịch với các trình Intel Fortran 11.1 hoặc Gfortran 4.71 trở lên Tuy mã nguồn được viết bằng Fortran nhưng PHITS không yêu cầu người sử dụng biết các kĩ năng lập trình bởi vì tệp input của PHITS hoàn toàn được viết dưới dạng văn bản text tự do tương tự như MCNP Hình học 3D được hỗ trợ với định dạng GG (Gen-eral Geometry format) – một loại hình học cho phép xây dựng từ các khối cơ bản thông qua các toán tử kết hợp Các tally cho phép tính toán các đại lượng như thông lượng hạt, nhiệt lượng, hay suất phát hạt, … với kết quả đầu ra hỗ trợ dưới nhiều định dạng khác nhau như dữ liệu văn bản text, biểu đồ histogram, bản đồ contour,
Xây dựng tệp đầu vào cho chương trình mô phỏng
2.2.1 Xây dựng hình học mô phỏng hệ thống ART6000
Khi làm việc với bất kì một chương trình mô phỏng Monte Carlo nào, một yếu tố quyết định sự thành công của quá trình mô phỏng đó là phải mô hình hoá hệ vật lý một cách gần chính xác nhất có thể trong khi vẫn giữ được mức độ đơn giản hóa tối đa Từ các nghiên cứu về hệ thống Leksell Gamma Knife cụ thể là dòng Gamma Knife C/4C trước đây đã cho thấy rằng việc mô hình hóa cần phải thực hiện với ba thành phần chính bao gồm: Khối nguồn, Chuẩn trực sơ cấp, và Chuẩn trực thứ cấp.
Cho tới nay, chi tiết về các hệ thống xạ phẫu nói chung và hệ thống Gamma ART6000 nói riêng là bí mật của NSX, các nghiên cứu về hệ thống này cũng rất ít do đó sự hiểu biết về mặt cấu tạo là không nhiều Do đó, quá trình mô hình hóa đối tượng nghiên cứu của luận văn này được tiếp cận thông qua những cơ sở sau:
• Các bản vẽ thiết kế được trình bày trong sổ tay hướng dẫn[9].
• Nghiên cứu về hệ thống quay OUR[8, 14].
• Nghiên cứu về hệ thống LGK C/4C[21].
Các thành phần của hệ thống RGS A trong mô phỏng sẽ được trình bày chi tiết trong các phần sau đây.
2.2.1.1 Hình học khối nguồn Cobalt
Hình 2.2 Kích thước chi tiết của khối nguồn Cobalt
Hình 2.3 So sánh khối nguồn Cobalt của hệ thống ART6000(trái) và LGK C (phải)
Hình 2.2 là bản vẽ kích thước chi tiết (đơn vị: cm) của khối nguồn Cobalt trong hệ thống Gamma ART6000, với phần lõi dạng hình trụ được cấu tạo từ vật liệu Cobalt giả thiết có đường kính 2,7 mm[22] kích thước này lớn hơn gần gấp 3 lần so với đường kính nguồn 1,0 mm trong nghiên cứu [21] Hình 2.3 là hình ảnh mặt cắt 3D của hai khối nguồn trong hai hệ thống RGSA và LGKC Như có thể thấy các thành phần của khối nguồn cũng đều tương tự nhau bao gồm hệ thống ống bọc bao phủ bên ngoài chứa viên nang nguồn và cuối cùng là lõi Cobalt ở trong cùng.
2.2.1.2 Hệ thống ống chuẩn trực
Hình 2.4 Mặt cắt dọc trục của ống chuẩn trực sơ cấp và thứ cấp trong hệ thống RGS A
(trên) và LGK C (dưới) Ống chuẩn trực sơ cấp của hệ thống RGS A là các ống hình trụ được cấu tạo từ tungsten và được đặt trong phần thân nguồn Không giống như ống chuẩn trực sơ cấp của hệ thống LGK C bao gồm 2 đoạn ống ghép nối với nhau: (1) đoạn ống tiếp giáp với khối nguồn làm bằng tungsten có lõi hình trụ rỗng dài 65 mm và (2) đoạn ống tiếp giáp với phần ống chuẩn trực thứ cấp làm bằng chì có lõi dạng hình nón rỗng dài 92,5 mm Trong khi đối với hệ thống RGSA, phần chuẩn trực sơ cấp chỉ gồm 1 đoạn ống có lõi hình trụ rỗng dài 121,5 mm như trong Hình 2.4.
Bảng 2.1 Kích thước ống chuẩn trực thứ cấp
Loại ống LGK C (mm) RGS A (mm)
Khẩu độ vào Khẩu độ ra Khẩu độ vào Khẩu độ ra
Như đã trình bày trong CHƯƠNG 1, có 4 loại ống chuẩn trực thứ cấp được sử dụng đối với hệ xạ phẫu RGS A tương tự như LGK C bao gồm loại 4mm, 8mm, 14mm và 18mm Các ống chuẩn trực trong hệ thống RGSA được chế tạo từ vật liệu tungsten dài 74,5 mm[14] (lớn hơn kích thước ống chuẩn trực thứ cấp trong hệ thống LGK C chỉ dài 60 mm) và mỗi loại sẽ có khẩu độ vào và ra khác nhau để cho ra các chùm tia có kích thước phù hợp với mỗi loại kích thước trường chiếu mong muốn Vì khoảng cách từ nguồn tới điểm hội tụ cũng như chiều dài của ống chuẩn trực thứ cấp là khác nhau, do đó không thể sử dụng kích thước các collimator đối với hệ thống LGKC Mặc khác nhận thấy rằng mối liên hệ giữa kích thước khẩu độ có liên hệ với độ dài ống chuẩn trực và khoảng cách từ nguồn tới điểm hội tụ theo tỉ lệ Do đó, kích thước của các ống chuẩn trực thứ cấp trong hệ thống RGS A được ghi trong Bảng 2.1 được tính toán dựa theo tính chất hình học đồng dạng. Theo như nghiên cứu [8], khoảng cách từ nguồn tới điểm hội tụ là 366 mm và khoảng cách từ cạnh phía dưới của chuẩn trực thứ cấp tới điểm hội tụ là 170 mm, độ dài của ống chuẩn trực thứ cấp là 74,5 mm[14], do đó có thể tính được chuẩn trực sơ cấp giá trị 121,5 mm Trong khi đối với hệ thống Leksell Gamma Knife, khoảng cách từ nguồn tới điểm hội tụ sẽ lớn hơn là 401 mm và khoảng cách từ cạnh dưới của ống chuẩn trực thứ cấp tới điểm hội tụ nhỏ hơn so với hệ thống RGSA chỉ có 165 mm[13].
2.2.1.3 Cấu hình mô phỏng cho một kênh nguồn đơn giản
Hình 2.5 Cấu hình một kênh nguồn với phantom nước hiển thị với GEANT4 Để đơn giản hóa cấu hình mô phỏng, nghiên cứu không tiến hành mô phỏng cấu trúc thân nguồn và thân chuẩn trực Do đó nghiên cứu sẽ coi như mỗi viên nguồn sẽ kết hợp cùng với một hệ chuẩn trực để tạo thành một kênh chiếu xạ được gọi là kênh nguồn Trong Hình 2.5 là hình ảnh mô tả một kênh nguồn được xây dựng từ 3 thành phần bao gồm viên nguồn, chuẩn trực sơ cấp, và chuẩn trực thứ cấp Hình học một kênh nguồn sẽ được sử dụng để khảo sát kích thước trường chiếu trước khi mô phỏng cho cấu hình đầy đủ 30 nguồn.
2.2.1.4 Cấu hình mô phỏng 30 kênh nguồn
Bài toán mô phỏng hệ thống 30 nguồn Gamma ART6000 được thực hiện đơn giản bằng cách mô phỏng 30 kênh nguồn 30 kênh nguồn này được sắp xếp theo 5 đường xoắn ốc, luận văn kí hiệu từ A đến E Các đường xoắn ốc B, C, D có 6 nguồn,đường xoắn ốc A có 7 nguồn và E chỉ có 5 nguồn Vị trí mỗi nguồn đều nằm trên một bán cầu và được hướng về tâm bán cầu Do đó vị trí của mỗi nguồn sẽ được mô tả bởi một tập hợp 3 biến đó là góc kinh độ, góc vĩ độ và bán kính như trong Hình 2.6 Các góc kinh độ và vĩ độ của 30 kênh nguồn ở vị trí ban đầu được tính toán từ sổ tay hướng dẫn RGS và trình bày trong Bảng 2.2 Trong mô phỏng, vị trí của mỗi kênh nguồn được thiết lập thông qua các véc-tơ biến đổi toạ độ (gồm véc-tơ chuyển dịch và véc-tơ quay góc).
(a) Mặt phẳng OYZ (b) Mặt phẳng OXY
Hình 2.6 Mô tả góc kinh độ và vĩ độ Bảng 2.2 Phân bố góc kinh độ và vĩ độ của 30 kênh nguồn RGS A
Góc kinh độ (từ 14,3 – 52,0 độ)
Góc vĩ độ (từ 0,0 – 53,0 độ)
Cần lưu ý rằng, trong mô phỏng GEANT4 cần phải xác định cụ thể vị trí và véc-tơ quay (gồm véc-tơ rot1 và rot2) cho việc khai báo nguồn tổng quát Gọi là
� các véc-tơ tọa độ (tính tại tâm nguồn Cobalt hình trụ), mỗi nguồn được quay theo trục với góc kinh độ và vĩ độ mô tả ở trên Do đó hình chiếu của véc-tơ
⃗ theo các phương được xác định bởi: cos ( ) (2.1)
Véc-tơ quay cho nguồn như sau:
Hình 2.7 biểu diễn phân bố của 30 kênh nguồn được mô phỏng một cách đơn giản lược bỏ đi các bộ phận thân chuẩn nguồn, thân chuẩn trực và đồng thời coi mỗi hệ chuẩn trực sẽ được gắn liền với từng nguồn để tạo thành một hệ thống kênh nguồn hoàn chỉnh thay vì tạo ra 5 nhóm chuẩn trực thứ cấp như trong thực tế.
Hình 2.7 Phân bố 30 kênh nguồn tại vị trí ban đầu
Một điều cần lưu ý rằng, việc mô phỏng 201 kênh nguồn LGK sẽ đơn giản hơn so với 30 nguồn RGS bởi vì các chương trình mô phỏng Monte Carlo không thể mô phỏng chuyển động quay liên tục đồng thời phát hạt theo thời gian thực.
Do đó luận văn coi như quỹ đạo chuyển động của mỗi nguồn thành những điểm rời rạc và thực hiện mô phỏng tại mỗi vị trí đó và sau đó tổng hợp kết quả khi thực hiện hoàn tất các tính toán Đó là ý tưởng để luận văn đưa ra hai phương pháp mô phỏng chuyển động quay một cách gần đúng:
• Quay đồng thời cụm 30 nguồn
• Quay phantom và quay lưới ghi nhận bên trong phantom
Phương pháp quay đồng thời cụm 30 nguồn được thực hiện với một vòng lặp Bắt đầu ở mỗi lần chạy sẽ đọc dữ liệu vị trí hình học và thông tin nguồn GPS lần lượt được ghi trong các tệp macro MachineAngle.in và GPS.in - Thông tin hình học và nguồn tương ứng ở các vị trí cách nhau 1 độ được tính toán theo các công thức ở trên Ngược lại với phương pháp thứ hai, quay lưới ghi nhận và phantom sẽ giữ không đổi vị trí của cụm 30 kênh nguồn và thực hiện tính toán tại mỗi vị trí góc khác nhau của phantom và lưới ghi nhận Lưu ý rằng nếu phantom là đối xứng (phantom hình cầu) thì chỉ cần thực hiện quay lưới ghi nhận Do đó, trường hợp này sẽ cho phép thực hiện đơn giản hơn khi mô phỏng bài toán kiểm chuẩn Việc quay phantom sẽ rất khó thực hiện với phantom phức tạp được cấu tạo từ dạng lưới tetrahedron và voxel bởi vì số lượng phần tử của lưới rất lớn (cỡ hàng triệu phần tử) sẽ khiến việc quay lưới tốn thời gian và bộ nhớ máy tính Vậy nên khi sử dụng các phantom này việc quay cụm 30 nguồn theo cách đầu tiên sẽ hiệu quả hơn Hình 2.8 là sơ đồ thuật toán chung cho phương pháp mô phỏng quay của nghiên cứu này.
Hình 2.8 Sơ đồ thuật toán mô tả quá trình quay góc cho mô phỏng
Một điều cần phải lưu ý khi tính toán với nhiều lần mô phỏng đó là phải kiểm soát các số ngẫu nhiên được tạo ban đầu của mỗi sự kiện Bởi vì nếu các số ngẫu nhiên được tạo ra giống nhau cho mỗi lần mô phỏng sẽ dẫn tới kết quả khi tổng hợp sẽ bị thiên dịch (bias) do đó cần kiểm soát số ngẫu nhiên khởi tạo cho mỗi sự kiện để sao cho các chuỗi số này là khác nhau.
2.2.2 Xây dựng các phantom tính toán liều lượng
Trong các phép chuẩn đoán sử dụng tia X, liều lượng bức xạ đối với các mô khỏe mạnh là một “gánh nặng” cần phải được giảm thiểu Do đó cộng đồng khoa học đã không ngừng tìm ra các phương pháp có thể xác định liều lượng trong thực tế một cách chính xác hơn Trong hơn 50 năm qua, việc sử dụng các mô hình giải phẫu người để tính toán liều lượng bức xạ đã tăng theo cấp số nhân. Phép đo liều lượng bức xạ trong cơ thể con người vốn dĩ là một thách thức bởi một số lý do sau:[29]
• Các tình huống phơi nhiễm khác nhau có thể bao gồm các yếu tố liên hệ phức tạp giữa nguồn và cơ thể con người.