QUI TRÌNH CHUẨN LIỀU CHO MÁY GIA TỐC TUYẾN TÍNH

Q: Lượng điện tích ion hóa một dấu trong hốc khí của buồng ion hóa C zmax: Độ sâu trong nước tại đó liều hấp thụ đạt cực đại cm hay g/cm2 Mraw: Giá trị điện tích ghi được trên electrome

PHAN HỮU THOẠI

QUI TRÌNH CHUẨN LIỀU CHO MÁY GIA TỐC TUYẾN TÍNH

Chuyên ngành: VẬT LÝ HẠT NHÂN

Mã số: 02 07 4405 11

LUẬN VĂN THẠC SĨ VẬT LÝ HẠT NHÂN

Người hướng dẫn khoa học: PGS-TS CHÂU VĂN TẠO

THÀNH PHỐ HỒ CHÍ MINH - 2010

MỤC LỤC

Danh mục kí hiệu và các chữ viết tắt

Danh mục các bảng Error! Bookmark not defined Danh mục các hình vẽ, đồ thị

MỞ ĐẦU 1

CHƯƠNG 1 - TỔNG QUAN CÁC VẤN ĐỀ LIÊN QUAN ĐẾN XẠ TRỊ 2

1.1 Giới thiệu 2

1.1.1 Tình hình bệnh ung thư trên thế giới và ở Việt Nam 2

1.1.2 Các phương pháp điều trị ung thư 2

1.2 Mục đích nghiên cứu 4

CHƯƠNG 2 - CÁC CƠ SỞ KHOA HỌC TRONG VIỆC DÙNG BỨC XẠ ĐIỀU TRỊ BỆNH UNG THƯ 6

2.1 Cơ sở khoa học của phương pháp điều trị ung thư bằng tia xạ 6

2.1.1 Tương tác của các bức xạ với vật chất 6

2.1.2 Tác dụng sinh học của các tia bức xạ trên 7

2.2 Các đại lượng về liều và mối quan hệ giữa chúng .11

2.2.1 Một số đại lượng mô tả chùm bức xạ 11

2.2.2 Các đại lượng của liều lượng học 12

2.2.3 Quan hệ giữa các đại lượng đo liều 13

CHƯƠNG 3 - MÁY GIA TỐC TUYẾN TÍNH SỬ DỤNG TRONG LĨNH VỰC XẠ TRỊ VÀ CƠ SỞ LÝ THUYẾT VỀ CHUẨN LIỀU .18

3.1 Sơ lược về cấu tạo và nguyên lý hoạt động của máy gia tốc 18

3.1.1 Cấu tạo 18

3.1.2 Nguyên lý hoạt động 22

3.2 Các khái niệm vật lý mô tả chùm tia do máy phát ra 23

3.2.1 Khái niệm và cách xác định kích thước trường chiếu 23

3.2.2 Độ phẳng của trường chiếu (Flatness) 24

3.2.3 Sự đối xứng của trường chiếu 25

3.2.4 Kích thước vùng bán dạ 25

3.2.5 Đường đồng liều và bản đồ đồng liều trong trường chiếu 25

3.3 Cách bố trí, vị trí đo dạt các đại lượng đặc trưng cho chất lượng chùm tia 26

3.3.1 Quá trình hình thành liều hấp thụ khi chùm tia đi vào phantom 26

3.3.2 Bố trí và đo dọc theo trục trung tâm của chùm tia 32

3.3.3 Đo những điểm nằm ngoài trục trung tâm 37

3.3.4 Các hệ số tán xạ (Output Factors) 38

3.4 Cơ sở lý thuyết về chuẩn liều 39

3.4.1 Đảm bảo chất lượng cho cơ sở xạ trị ngoài 39

3.4.2 Lý thuyết đo liều bằng buồng ion hóa hốc khí 46

CHƯƠNG 4 - THỰC NGHIỆM 64

4.1 Hệ thống đo và qui trình đo 64

4.1.1 Giới thiệu các dụng cụ đo 64

4.1.2 Qui trình thực nghiệm với phantom nước 64

4.1.3 Chuẩn liều theo Qui trình TRS 398 của IAEA 66

4.2 Kết Quả kiểm chuẩn liều hấp thụ và QA 70

4.2.1 Kết quả kiểm chuẩn liều hấp thụ 70

4.2.2 So sánh kết quả chuẩn liều tại các Bệnh viện 71

4.2.3 Kết quả của việc QA cho chùm photon 72

KẾT LUẬN Error! Bookmark not defined TÀI LIỆU THAM KHẢO 83

PHỤ LỤC……….86

DANH MỤC CÁC KÝ HIỆU VÀ CÁC CHỮ VIẾT TẮT

Zeff: Số thứ tự nguyên tử hiệu dụng của hợp chất nhiều nguyên tố

Q: Lượng điện tích ion hóa một dấu trong hốc khí của buồng ion hóa (C )

zmax: Độ sâu trong nước tại đó liều hấp thụ đạt cực đại (cm hay g/cm2)

Mraw: Giá trị điện tích ghi được trên electrometer trước khi hiệu chỉnh (C, nC) M: Giá trị điện tích ghi được trên electrometer sau khi đã hiệu chỉnh ảnh hưởng

của yếu tố môi trường và buồng ion hóa (C, nC)

ND,W,Qo: Hệ số định chuẩn buồng ion hóa theo liều hấp thụ trong nước cho chùm tia

chất lượng chuẩn Q0 (Gy/C, Gy/nC)

ND,W,Q: Hệ số định chuẩn buồng ion hóa theo liều hấp thụ trong nước cho chùm tia

chất lượng Q (Gy/C, Gy/nC)

ND: Hệ số định chuẩn buồng ion hóa theo liều hấp thụ trong nước (Gy/C, Gy/nC)

kelec: Hệ số định chuẩn của electrometer

(µen/ρ): Hệ số hấp thụ năng lượng khối (g/cm2)

PQ: Hệ số hiệu chỉnh ảnh hưởng của các yếu tố liên quan tới buồng ion hóa

Pwal: Hệ số hiệu chỉnh ảnh hưởng của thành buồng ion hóa

Pcel: Hệ số hiệu chỉnh ảnh hưởng của điện cực buồng ion hóa

Pcav: Hệ số hiệu chỉnh cho sự khác nhau vể thông lượng electron trong hốc khí và

môi trường chứa hốc khí

Pdis: Hệ số hiệu chỉnh cho sự thay đổi thông lượng electron bởi việc thực hiện

phép đo ở một điểm gần nguồn hơn so với độ sâu chuẩn

kQ,Qo: Hệ số hiệu chỉnh chất lượng chùm tia Q so với chất lượng chùm tia chuẩn Q0

kQ: Hệ số hiệu chỉnh chất lượng chùm tia Q so với chất lượng chùm tia Co-60

kT,P: Hệ số hiệu chỉnh nhiệt độ, áp suất

kpol: Hệ số hiệu chỉnh sự phân cực

ks: Hệ số hiệu chỉnh sự tái hợp của ion trái dấu

(μ/ρ): Hệ suy giảm khối (g/cm2)

(μ/ρ)air: Hệ số suy giảm khối trong không khí (g/cm2)

(μ/ρ)med: Hệ số suy giảm khối trong môi trường vật chất (g/cm2)

K: kerma (J/kg)

Krad: kerma phát bức xạ (J/kg)

Kcol: kerma va chạm (J/kg)

m: Khối lượng khí trong hốc khí (gam, g)

: Khối lượng riêng (g/cm3)

D: Liều hấp thụ (Gy, J/kg)

Dmax: Liều hấp thụ cực đại ở độ sâu zmax trong nước (Gy)

DW,Q(zref): liều hấp thụ ở độ sâu chuẩn trong nước của chùm tia chất lượng Q (Gy)

Dex: Liều hấp thụ ở lối ra phantom (Gy)

Ds: Liều hấp thụ ở bề mặt phantom (Gy)

DP(zmax): Liều hấp thụ cực đại tại điểm P ở độ sâu zmax trên trục trung tâm của chùm

tia theo bố trí SSD (Gy)

DQ(zref): Liều hấp thụ cực đại tại điểm Q ở độ sâu zref trên trục trung tâm của chùm

tia theo bố trí SAD (Gy)

D’Q: Liều hấp thụ cực đại tại điểm Q ở độ sâu zmax trên trục trung tâm của chùm

tia theo bố trí SAD (Gy)

DQ(z): Liều hấp thụ cực đại tại điểm Q ở độ sâu z trên trục trung tâm của chùm tia

e : Năng lượng trung bình để tạo ra một cặp ion trái dấu (MeV)

S: Năng suất hãm không giới hạn (MeV/cm)

s: Năng suất hãm giới hạn (cm2)

g: Phần trăm năng lượng mất mát do phát bức xạ hãm

Rmax: Quãng chạy cực đại (cm, g/cm2)

Rp: Quãng chạy thực tế trong nước (cm, g/cm2)

R50, ion: Độ sâu tại đó sự ion hóa bằng 50% sự ion hóa cực đại ở độ sau zmax trong

: Thông lượng năng lượng (MeV/ cm2)

SSD: Khoảng cách từ nguồn tới bề mặt phantom (cm, g/cm2)

SAD: Khoảng cách từ nguồn tới giao điểm của trục quay Gantry với trục trung tâm

của chùm bức xạ (cm, g/cm2)

QA: Chương trình đảm bảo chất lượng

QC: Chương trình quản lí chất lượng

SCD: khoảng cách từ nguồn tới buồng ion hóa

PDD: Phần trăm liều hấp thụ theo độ sâu

PDD(10): Phần trăm liều hấp thụ ở độ sâu 10cm so với liều hấp thụ cực đại ở độ sâu

zmax trong nước

TCP: Khả năng kiểm soát khối u

NTCP: Khả năng biến chứng của khối u

DANH MỤC CÁC BẢNG

Bảng 2.1: Tầm quan trọng của từng loại bức xạ đối với mô mềm 7

Bảng 3.1: Độ sâu liều hấp thụ cực đại zmax cho những chùm photon có năng lượng khác nhau với kích thước trường chiếu 5 × 5 cm 28

Bảng 3.2: Chi tiết các đại lượng cần đo trong khi kiểm tra thông qua 44

Bảng 3.3: Ước lượng sai số của DW,Q ở độ sâu chuẩn trong nước cho chùm photon năng lượng cao, dựa vào định chuẩn buồng ion hóa bằng nguồn Co-60 63

Bảng 3.4: Thiết lập sai số tương đối của DW,Q tại độ sâu chuẩn trong nước và cho chùm electron, dựa vào chuẩn buồng cho bức xạ gamma Co-60 64

Bảng 4.1: Hệ số chuẩn liều và sai số tương đối ở Bệnh viện Ung Bướu Hà Nội 71

Bảng 4.2: Hệ số chuẩn liều và sai số ở Bệnh viện Chợ Rẩy 72

Bảng 4.3: Bảng đánh giá đặc tính, chất lượng của chùm photon xạ trị 74

Bảng 4.4.a: Bảng chỉ tiêu trong điều trị 74

Bảng 4.4.b So sánh kết quả đo các đặc trưng của PDD với tiêu chuẩn cho phép….74 Bảng 4.5: Bảng so sánh độ phẳng (F) và sự đối xứng (S) chùm photon 6MV… 76

Bảng 4.6: So sánh kích trước trường chiếu theo giá trị 50% đường đồng liều 77

Bảng 4.7: Bảng so sánh kích thước vùng bán dạ với trường chiếu 10x10 cm 77

Bảng 4.8: Bảng so sánh tỉ số ngoài trục cực đại 77

Bảng 4.9: So sánh độ phẳng (F) và sự đối xứng(S) của chùm tia 78

Bảng 4.10: So sánh kích thước trường chiếu theo giá trị 50% đường đồng liều 79

Bảng 4.11: So sánh kích thước vùng bán dạ với kích thước trường chiếu chuẩn 79

Bảng 4.12: Bảng so sánh tỉ số ngoài trục cực đại 79

DANH MỤC CÁC HÌNH VẼ VÀ ĐỒ THỊ

Hình 1.1: Tỉ lệ các phương pháp điều trị ung thư tại Bệnh viện K 3

Hình 2.1: Xác suất của các loại tương tác khác nhau của photon trong nước 6

Hình 2.2: Chu kì sinh sản của tế bào 7

Hình 2.3: Tương quan giữa khả năng kiểm soát khối u và biến chứng 10

Hình 2.4: Quá trình xác định liều hấp thụ trong cơ thể bệnh nhân 14

Hình 2.5: Mô hình quãng chạy bức xạ 17

Hình 3.1: Sơ đồ cấu tạo máy gia tốc tuyến tính 18

Hình 3.2: Sơ đồ khối chính của một máy gia tốc thẳng thông thường 19

Hình 3.3: Loại buồng multiplate ion chamber 20

Hình 3.4: Đầu máy gia tốc khi phát chùm photon 21

Hình 3.5: Hình dạng và vị trí các trục chùm tia 23

Hình 3.6: Biểu diễn cách tính độ phẳng của chùm photon 24

Hình 3.7: Một phân bố liều hấp thụ cho chùm photon MV trong phantom 27

Hình 3.8: PDD trong nước với kích thước trường 10x10cm, SSD= 100cm; (a)

những chùm electron với năng lượng 6, 9, 12, 18 MeV (b) những chùm photon với năng lượng 6, 15MV 28

Hình 3.9: Quãng chạy Rmax, Rp và R50 31

Hình 3.10: Đường PDD và ion hóa cho mối liên hệ giữa độ sâu R50 và R50, ion trong nước 31

Hình 3.11: Bố trí đo PDD, Q là điểm bất kì ở độ sâu z, P ở độ sâu zmax, A là kích thước trường chiếu 32

Hình 3.12: Bố trí cho phép đo TAR (a) Liều hấp thụ tại điểm Q trong phantom nước (b) Liều hấp thụ cho “khối nước nhỏ” được đặt tại điểm Q Điểm Q được định vị tại isocentre và khoảng cách nguồn tới nguồn là SAD Kích thước trường chiếu AQ thì được xác định ở độ sâu z trong phantom nước 35

Hình 3.13: Bố trí hình học cho phép đo TPR(z, AQ, E) (a) Bố trí hình học cho

phép đo DQ ở độ sâu z trong phantom (b) Bố trí hình học cho phép đo

DQref ở độ sâu chuẩn zref .37

Hình 3.14: Tỉ số ngoài trục tại độ sâu zmax của chùm photon 6MV 38

Hình 3.15: Mô hình tính liều hấp thụ trong xạ trị .47

Hình 3.16 : Cấu tạo của buồng ion hóa hình trụ Farmer 49

Hình 3.17: Mô tả điều kiện Bragg-Gray trong môi trường nước .52

Hình 4.1: Hình học đo liều lượng bức xạ photon từ máy gia tốc tuyến tính 65

Hình 4.2: Sơ đồ kết nối hệ đo .66

Hình 4.3: Đồ thị và các đại lượng đặc trưng của đường cong PDD đo với trường chiếu 10x10 cm của 15MV 73

Hình 4.4: Đồ thị và các đại lượng đặc trưng của đường cong PDD đo với trường chiếu 10x10 cm của 6MV 74

Hình 4.5: Kết quả đo với kích thước trường chiếu 10x10 cm 75

Hình 4.6: Kết quả đo với kích thước trường chiếu 40x40 cm 76

Hình 4.7: Kết quả đo với kích thước trường chiếu 10x10 cm 78

Hình 4.8: Kết quả đo với kích thước trường chiếu 40x40 cm 78

MỞ ĐẦU

Máy gia tốc tuyến tính sử dụng trong lĩnh vực xạ trị ung thư là một hệ thống hết sức tinh vi, phức tạp, tự động hóa tối đa Bao gồm nhiều bộ phận độc lập khác nhau cấu thành nhưng lại hoạt động rất đồng bộ, an toàn vì nó hoạt động theo cơ chế tự giám sát riêng cho từng bộ phận và cho cả hệ thống Ngoài ra, có thể nói máy gia tốc là một thiết bị “thông minh” vì nó có thể thông báo cho người sử dụng tình trạng hoạt động; bình thường hay đang gặp sự cố, nếu có sự cố thì đó là sự cố gì, xảy ra ở vị trí nào,…kể cả hướng dẫn cách vận hành cũng được thể hiện chi tiết trên màng hình điều khiển Vì vậy đối với kỹ sư vật lý làm công tác chuẩn liều nói riêng

và đảm bảo chất lượng (QA-QC) máy nói chung, cần phải hiểu rõ cấu tạo, chức năng và nguyên lí hoạt động của từng bộ phận và cả hệ thống, để khi máy cấp liều không đạt chất lượng mong muốn ta cần phải hiệu chỉnh thông số nào, thông số đó ảnh hưởng bởi những bộ phận nào Để từ đó có sự hiệu chỉnh cho phù hợp

Trong luận văn này chúng tôi thực nghiệm qui trình chuẩn liều và QA cho máy gia tốc tuyến tính do hãng Siemens sản xuất (cụ thể là dòng máy gia tốc tuyến tính loại M; Primus Linear Accelerator) Để thuận tiện từ đây cụm từ “ máy gia tốc tuyến tính” viết ngắn gọn thành ” máy gia tốc” Luận văn được trình bày trong 4 chương với nội dung có thể tóm tắt như sau:

 Chương 1: Giới thiệu tình hình bệnh ung thư trên thế giới và ở Việt Nam, các phương pháp điều trị hiện nay và mục đích nghiên cứu của luận văn

 Chương 2: Trình bày các luận cứ khoa học của việc điều trị ung thư bằng tia

xạ

 Chương 3: Nêu ra cấu tạo, nguyên lí hoạt động, cơ sở lý thuyết về chuẩn liều

và QA cho máy gia tốc

 Chương 4: Thực nghiệm chuẩn liều cho chùm photon và electron với tất cả các mức năng lượng, đảm bảo chất lượng cho chùm photon

CHƯƠNG 1

TỒNG QUAN CÁC VẤN ĐỀ LIÊN QUAN ĐẾN XẠ TRỊ

1.1 Giới thiệu

1.1.1 Tình hình Bệnh ung thư trên thế giới và ở Việt Nam

1.1.1.1 Trên thế giới: Theo số liệu của Tổ chức Ung thư Mỹ công bố thì năm 2007

có khoảng 7,6 triệu người chết do bệnh ung thư Ngoài ra còn có 12 triệu người mang trong người căn bệnh ung thư trên toàn thế giới Còn theo Tổ chức kiểm soát ung thư thế giới thì trong năm 2005, tỉ lệ người chết do bệnh ung thư là 13 % trong tổng số 58 triệu người chết trên thế giới Trong đó khoảng hơn 70% số người chết

vì bệnh ung thư xảy ra ở các nước có thu nhập thấp và trung bình Theo ước tính thì

số người chết vì ung thư sẽ tiếp tục tăng khoảng 9 triệu người vào năm 2015 và 11,4 triệu người trong năm 2030 [3], [32]

1.1.1.2 Ở Châu Á: Số ca ung thư cũng tăng lên nhanh chóng từ 2,1 triệu người vào

năm 2002 sẽ tăng lên 7,1 triệu người 2020 [32]

1.1.1.3 Tại Việt Nam: Theo nghiên cứu của GS Nguyễn Bá Đức thì ung thư vẫn là

nguyên nhân gây tử vong hàng đầu, mỗi năm có khoảng 150.000 người mắc bệnh ung thư mới và khoảng 75.000 người tử vong vì bệnh này Theo ước tính đến năm

2010 số người mắc bệnh là 200.000 và tử vong là 100.000 người [1]

1.1.2 Các phương pháp điều trị ung thư

Phẫu thuật, hóa trị, xạ trị đơn thuần và miễn dịch trị liệu [1], có khi kết hợp 2 hoặc 3 phương pháp lại với nhau: phẫu - xạ, hóa - xạ Riêng trong xạ trị người ta dùng với 2 yêu cầu: một là trị tận gốc (ung thư giai đoạn đầu), hai là trị giảm đau để tăng cường chất lượng sống (ung thư giai đoạn muộn) Mục đích chủ yếu của xạ trị

là chữa khỏi hoặc kiểm soát tại chỗ, tại vùng u phát triển; xạ trị đơn thuần được sử dụng với những khối u nhỏ, loại ung thư nhạy cảm với tia xạ, ung thư không thể phẫu thuật Kết hợp giữa xạ trị với phẫu thuật như xạ tiền phẫu, xạ trị trong mổ, xạ trị hậu phẫu Ngoài các trường hợp đặc biệt xạ trị trong mổ, xạ trị và phẫu thuật cùng có một mục đích điều trị cho u và hạch Nhưng sự kết hợp hai phương pháp điều trị này còn có mục đích khác nhau Phẫu thuật điều trị u nguyên phát, xạ trị cho

hệ thống hạch (ung thư tinh hoàn), phẫu thuật cả u và hạch, xạ trị hậu phẫu cho cả u

và hạch (ung thư vú diện mổ tiếp cận, hạch nách dương tính) Kết hợp giữa xạ trị và hóa trị: xạ trị sau hóa trị, hóa xạ đồng thời, hóa và xạ xen kẽ từng đợt với nhau, hóa

bổ trợ cho xạ Việc kết hợp này nhằm cải thiện hiệu quả điều trị về kiểm soát tại chổ, tại vùng cũng như phòng ngừa di căn xa [1]

Như vậy vai trò của xạ trị trong việc chữa trị ung thư là khá lớn Dưới đây là tỉ

lệ áp dụng các phương pháp điều trị ung thư tại bệnh viện K

Hình 1.1: Tỉ lệ các phương pháp điều trị ung thư tại Bệnh viện K [1]

Một qui trình xạ trị thường có các bước: chuẩn đoán bệnh, tính phân bố liều, mô phỏng và chiếu xạ Khi lắp đặt xong máy gia tốc xạ trị, các kĩ sư Vật lý (Nhà vật lý

y khoa) phải chuẩn nó bằng các thiết bị chuyên dùng theo đúng các thông số mà nhà sản xuất đưa ra, trước khi đưa vào xạ trị trên bệnh nhân Ngoài ra, trước khi xạ trị người ta còn thực hiện các khâu chuẩn bị quan trọng: tính phân bố liều, kiểm chuẩn thiết bị,… Riêng việc chuẩn liều là rất quan trọng vì những giá trị thu được sẽ nạp vào chương trình tính phân bố liều trong khối u Nếu giá trị chuẩn sai hoặc không chính xác sẽ dẫn đến tính phân bố liều cho khối u sai, lúc này có hai trường hợp xảy ra: một là diệt không hết mô bệnh, hai là giết luôn các mô lành xung quanh khối u

%

Cả hai trường hợp điều rất nguy hiểm đối với bệnh nhân Tổng sai số trong xạ trị là không quá 5 % cho tất cả các bước [20]

 Do vai trò của việc chuẩn thiết bị là quan trọng và rất cần thiết, nên các tổ chức về ứng dụng năng lượng hạt nhân nói chung, ứng dụng hạt nhân trong Y học nói riêng trên thế giới: Cơ quan năng lượng nguyên tử quốc tế (IAEA), hay của các khu vực (NCS); Nederlandse Commissie voor Stralingsdosimetrie) ở Hà Lan và Bỉ Hiệp hội Vật lý lâm sàng Bắc Âu (NACP) ở vùng Xcăng - đi - na – vi, hoặc các quốc gia phát triển điều có các qui trình chuẩn và đo liều riêng (Hiệp hội các nhà Vật lý Y khoa Mỹ (AAPM) ở Mỹ Viện Vật lý và Kỹ thuật Y sinh (IPEMB) ở Anh Deutsches Institut fuer Normung (DIN) ở Đức,…) Đồng thời họ cũng nghiên cứu

và cải tiến liên tục nhằm làm giảm sai số toàn phần gặp phải trong quá trình xạ trị càng nhỏ càng tốt

Vì có nhiều qui trình như vậy nên việc chọn qui trình chuẩn nào là quyền của cơ sở

xạ trị [20]

1.2 Mục đích nghiên cứu

Ở Việt Nam việc xạ trị trên máy gia tốc mới được áp dụng hơn mười năm nay, hiện cả nước có khoảng 11 máy gia tốc thẳng, đa phần các máy này được chuẩn liều theo qui trình của IAEA (TRS 398) vì tính phổ biến, chính xác của qui trình này Từ nay đến năm 2015, nước ta đang và sẽ xây dựng bốn trung tâm xạ trị-Y học hạt nhân tại bốn khu vực trên cả nước (trong đó có Kiêng Giang [4]), dự kiến trung tâm đầu tiên sẽ hoạt động trong năm nay tại Bệnh viện quân đội 108 Đồng thời mỗi bệnh viện tuyến tỉnh sẽ được trang bị một hệ thống điều trị đồng bộ bằng máy gia tốc thẳng [6] Cả nước hiện có 5 bệnh viện chuyên ngành và 19 khoa ung bướu, mới đáp ứng được 15% nhu cầu điều trị [1]

Cho đến những năm gần đây, nói chung tại các cơ sở xạ trị trong cả nước, chương trình” đảm bảo chất lượng trong xạ trị ung thư” chưa hề được đặt ra một cách bài bản, chính qui Điều này có thể do chưa có sự nhận thức đầy đủ về tầm quan trọng của vấn đề Cũng có thể vì thiếu kinh phí đầu tư hay do đội ngũ cán bộ

có chuyên môn sâu còn quá mỏng và không được đào tạo căn cơ Đã đến lúc chất

lượng điều trị cần được coi là mục tiêu hàng đầu và công tác chuẩn máy, đo liều (QA-QC) phải được quan tâm đúng mức, được thực hiện định kì và đúng qui trình

kĩ thuật Đặc biệt là trong hoàn cảnh hiện nay, các trang thiết bị cần được duy tu, bảo dưỡng thường xuyên, ít ra để đảm bảo không để tình trạng xấu đi [2] Một trong những nhiệm vụ chính của chương trình QA cho máy gia tốc là công việc đo và chuẩn liều vì nó ảnh hưởng trực tiếp đến kết quả điều trị Mặc dù xạ trị là một qui trình gồm nhiều khâu, liên quan đến nhiều bộ phận chuyên môn Nhưng nếu các bộ phận khác hoạt động tốt, còn việc kiểm chuẩn máy không tốt, không đạt theo qui định thì hậu quả khôn lường, vì có thể gây hậu quả nghiêm trọng cho bệnh nhân Hiện nay (và có thể trong vài năm tới nữa) nước ta chưa có một cơ quan nào đứng ra hướng dẫn cũng như kiểm tra quá trình áp dụng hay đánh giá hiệu quả áp dụng qui trình này, mà chủ yếu là các cơ sở xạ trị tự thực hiện rồi so sánh với các thông số do nhà sản xuất cung cấp

Vì vậy mục tiêu của luận văn này là so sánh việc áp dụng qui trình chuẩn liều TRS 398 tại một số cơ sở xạ trị lớn ở nước ta, trước tiên là để thấy được các ưu và nhược điểm của qui trình này Kế đến giới thiệu một chương trình đảm bảo chất lượng cho máy gia tốc Áp dụng phần Đo và tính liều (Dosimetry) vào thực tế và so sánh kết quả thu được với các tiêu chuẩn đang hiện hành, cụ thể: đo và thu thập các thông số đặc trưng của phần trăm liều hấp thụ theo độ sâu PDD với chùm photon 6

MV và 15 MV như: phần trăm liều hấp thụ tại các độ sâu 10 cm, độ sâu 20 cm, độ sâu cực đại, tỉ số giữa phần trăm liều hấp thụ tại 2 độ sâu 10 cm và 20 cm Đo và thu thập các thông số đặc trưng của các đường đồng liều với các trường chiếu khác nhau, tại độ sâu cực đại của các chùm photon 6 MV và 15 MV như: sự đối xứng, độ phẳng, vùng bán dạ, độ rộng trường chiếu xác định theo liều hấp thụ, tỉ số ngoài trục cực đại

Rồi từ việc nghiên cứu lý thuyết, kinh nghiệm thực hành và các kết quả đạt được trong quá trình thực hiện đề tài, chúng tôi sẽ áp dụng cho bệnh viện Kiên Giang trong thời gian sắp tới

CHƯƠNG 2

CÁC CƠ SỞ KHOA HỌC TRONG VIỆC DÙNG BỨC XẠ

ĐIỀU TRỊ BỆNH UNG THƯ 2.1 Cơ sở khoa học của phương pháp điều trị ung thư bằng tia xạ

2.1.1 Tương tác của các bức xạ với vật chất

Cụ thể là tương tác giữa electron và photon với vật chất, được trình bày cụ thể trong [5]

- So sánh các tương tác: hình 2.1 biểu diễn xác suất tương đối của các quá

trình tương tác nói trên trong nước Ta thấy trong vùng năng lượng 100 keV – 10 MeV hiệu ứng Compton đóng vai trò chủ yếu Thí dụ, khi hν = 26 keV, 50% electron xuất hiện do hiệu ứng quang điện và 50% do Compton; ứng với hν = 100 keV, 99% electron là do Compton, còn lại do quang điện; với hν = 10 MeV, 77% electron là do Compton, còn lại do tạo cặp [5]

Hình 2.1: Xác suất của các loại tương tác khác nhau của photon trong nước

- Sự hấp thụ năng lượng do các nguồn phát bức xạ khác nhau: Việc phân biệt các

quá trình tương tác vừa xét ở trên là cần thiết vì sự tương tác xảy ra khác nhau trong xương và trong các mô mềm Người ta thấy rằng trong hiệu ứng quang điện, năng lượng hấp thụ trong 1 gam xương lớn gấp 6 lần năng lượng hấp thụ trong 1

gam mô mềm Trong hiệu ứng Compton, năng lượng hấp thụ trong xương xấp xỉ bằng năng lượng hấp thụ trong các mô mềm Còn trong hiệu ứng tạo cặp, năng lượng hấp thụ trong xương lớn gấp 2 lần trong các mô mềm Tầm quan trọng của từng loại tương tác đối với mô mềm được cho trong bảng 2.1

Bảng 2.1 Tầm quan trọng của từng loại bức xạ đối với mô mềm [5]

Năng lượng của photon Vai trò của các hiệu ứng khác nhau

Hiệu ứng tạo cặp bắt đầu xuất hiện Hiệu ứng tạo cặp là quan trọng nhất Photon phát ra từ một máy gia tốc hoạt động ở 5-20 MeV cũng bị hấp thụ trong xương nhiều hơn trong mô mềm một ít Một kết luận hữu ích khác là trong trường hợp chiếu xạ để diệt tế bào ung thư trong xương, cần phải dùng bức xạ có năng lượng cao Tầm quan trọng tương đối của các loại hấp thụ khác nhau trong nước cho trong bảng 2.3, phụ lục 2

2.1.2 Tác dụng sinh học của các tia bức xạ trên

2.1.2.1 Cơ sở sinh học của điều trị tia xạ: Năm 1943, tác giả Albert Bechem đã

xuất bản cuốn sách” các nguyên tắc liều lượng

Radium và tia X”, đây được xem là cơ sở sinh học

phóng xạ: ở những vùng có tỉ lệ máu lớn sẽ nhạy

cảm với bức xạ hơn Các tế bào của cơ thể đang

trong giai đoạn phân chia sẽ nhạy cảm bức xạ nhất

Ngày nay người ta còn áp dụng phương pháp tăng

Oxy, tăng nhiệt lên vùng chiếu tia Vì thế người ta

phải chia nhỏ liều lượng thành nhiều buổi chiếu

Hình 2.2: chu kì sinh sản của tế bào [5]

Để đưa ra các kĩ thuật tia xạ, người ta dựa trên các pha phân chia của tế bào, trên sự phản ứng của các chất giang bào (trong việc bảo vệ các tổ chức lành) Tất cả các kỹ thuật điều trị tia xạ đều nhằm đạt được một liều lượng tối đa tại khối

u, giảm đến tối thiểu liều ở các mô lành xung quanh Muốn vậy phải dựa trên sự khác nhau về độ nhạy cảm tia giữa các tế bào u, tế bào lành và vào từng loại tế bào

cụ thể

Chu kỳ tiến hoá của một tế bào (khả năng phân chia) bao gồm 4 giai đoạn : + M (phân chia tế bào: Mitosis): giai đoạn này kéo dài từ 30 phút – 2,5 giờ Đây là giai đoạn nhạy cảm tia nhất

+ G1 (chuẩn bị tổng hợp: 1st Growth): giai đoạn này kéo dài hàng tháng

+ S (tổng hợp: Synthetic): giai đoạn này kéo dài từ1,5-36 giờ Trung bình là 8 giờ + G2 (tăng trưởng: 2nd Growth): giai đoạn này kéo dài từ 30 phút- 1,5 giờ

2.1.2.2 Tương tác của bức xạ với cơ thể sống: Khi bức xạ tác dụng lên cơ thể, chủ

yếu gây ra tác dụng ion hóa, tạo ra các cặp ion có khả năng phá hoại cấu trúc phân

tử của tế bào, làm tế bào bị biến đổi hay hủy diệt Trong cơ thể con người chủ yếu là nước (gần 90%) [5] Khi bị chiếu xạ nước trong tế bào bị chia thành các ion H+ và

OH -, bản thân các ion này lại phát bức xạ thứ cấp, tiếp tục phá hủy tế bào, làm cho

sự phân chia tế bào chậm đi hoặc dừng lại Tác dụng trực tiếp của tia xạ làm chết tế

bào chỉ khoảng 20% [2], còn lại chủ yếu do tác động gián tiếp

Năng lượng và cường độ bức xạ đi qua cơ thể con người nói riêng hay sinh vật nói chung bị giảm đi do sự hấp thụ năng lượng của tế bào Sự hấp thụ này thường dẫn tới hiện tượng ion hóa các nguyên tử của vật chất sống và hậu quả là tế bào bị phá hủy Nói chung năng lượng của bức xạ càng lớn, số cặp ion hóa do chúng tạo ra càng nhiều Do nước là thành phần chủ yếu trong tế bào cơ thể người nên phần lớn năng lượng ban đầu tích lũy trong phân tử nước, chỉ một phần nhỏ tích lũy trong các phân tử sinh học khác Các phân tử nước này bị ion hóa và kích thích gây ra một loạt các phản ứng khác nhau, tạo ra các phân tử có hóa tính mạnh như H2O2,

H2O,…Các phân tử tạo thành gây ra phản ứng rất mạnh, có thời gian sống khoảng

µs nhưng tác động trực tiếp đến các phần tử sinh học: protein, lipid, AND, làm

cho cấu trúc các phân tử này bị sai hỏng Những sai hỏng như vậy sẽ dẫn đến: ngăn cản sự phân chia tế bào, làm sai sót nhiễm sắc thể, có thể gây đột biến gen, làm chết

tế bào Trong khi quá trình hấp thụ năng lượng chỉ xảy ra trong thời gian rất ngắn (10-10s), thì sự xuất hiện của các hiệu ứng sinh học có thể diễn ra trong vài giây, thậm chí một hay nhiều năm

Kế đến ta sẽ tìm hiểu về mối liên hệ giữa liều hấp thụ và tác dụng sinh học của nó Mức độ xảy ra một tác dụng sinh học cụ thể là một hàm của liều hấp thụ Quan hệ này được gọi là quan hệ liều-đáp ứng (radiation dose-response relationship, RDRR) Đây là một hàm toán học mô tả quan hệ giữa liều bức xạ với mức độ tác dụng sinh học quan sát được Mục đích của hầu hết các nghiên cứu sinh học bức xạ

là thiết lập các quan hệ này Ứng dụng của RDRR làm cơ sở cho việc lập qui trình điều trị trong xạ trị và là cơ sở cho việc phòng chống bức xạ Tùy theo mục đích nghiên cứu, người ta thiết lập những quan hệ cho từng loại tác dụng cụ thể: quan hệ liều đáp ứng của tác dụng ngẫu nhiên, quan hệ liều đáp ứng của tác dụng tất nhiên Ngoài ra còn có quan hệ giữa liều hấp thụ và số lượng tế bào sống sót- đường cong liều sống sót (dose- survival curve), các nghiên cứu cụ thể như; đường cong liều sống sót của vi khuẩn và của động vật có vú Từ những đường cong này người ta rút

ra được các yếu tố ảnh hưởng lên nó như; ảnh hưởng của LET, của Oxi, của suất liều và sự phân bố liều [5]

2.1.2.3 Mối tương quan giữa liều hấp thụ với khả năng kiểm soát khối u: Kỹ thuật

xạ trị dựa trên một sự kiện thực nghiệm là các tế bào ung thư nhạy cảm với bức xạ ion hóa hơn các tế bào khỏe mạnh Còn hiệu quả điều trị được xác định bởi khả năng tiêu diệt khối u và khả năng xảy ra biến chứng cho mô lành

TCP:Tumor Control Probability , NTCP: Normal Tissue Complication Probability

Hình 2.3: Tương quan giữa khả năng kiểm soát khối u và biến chứng

- Dựa trên quan hệ giữa liều, đáp ứng bức xạ của mô ung thư và mô lành để chọn liều điều trị thích hợp

- Chọn cách chiếu sao cho mô lành ít bị ảnh hưởng nhất: xạ nhiều phân liều (fraction), nguồn ở sát khối u (xạ trị áp sát), tránh mô lành (nhiều góc chiếu trong xạ trị ngoài) (hình p3.2, phụ lục 3)

TCP

Hoặc

NTCP

Liều chiếu

2.2 Các đại lượng về liều và mối quan hệ giữa chúng

2.2.1 Một số đại lượng mô tả chùm bức xạ

2.2.1.1 Thông lượng hạt (particle fluence): Gọi dN là số hạt đi vào mặt cầu có tiết

diện dS, tâm tại M, trong một khoảng thời gian nào đó

dN dS

 Suất thông lượng hạt là thông lượng hạt xét trong một đơn vị thời gian

d = dt



2.2.1.2 Phổ thông lượng hạt: Gọi dΦ(E) là thông lượng các hạt có năng lượng nằm

trong khoảng (E, E + dE) tại điểm M, thì phổ thông lượng hạt tại đó là một tỉ số có đợn vị là MeV-1.cm-2

E(E) d (E)

dE



2.2.1.3 Thông lượng năng lượng: Gọi dE là lượng năng lượng do bức xạ chuyển

vào một mặt cầu tiết diện dS có tâm tại điểm M trong một khoảng thời gian dt nào

đó Biểu thức thông lượng năng lượng là một tỉ số, có đơn vị MeV.cm-2

dE dS

2.2.1.4 Phổ thông lượng năng lượng: Gọi dΨ(E) là thông lượng năng lượng của

các hạt có năng lượng nằm trong khoảng (E, E + dE) tại điểm M, thì phổ thông lượng năng lượng là một tỉ số, có đơn vị là cm-2

E

d (E) (E)

2.2.2 Các đại lượng của liều lượng học

2.2.2.1 Liều chiếu (exposure): Tại một điểm M trong không khí có một chùm

photon qua, có khối lượng Δm, gọi ΔQ là lượng điện tích của các các cặp ion cùng

dấu xuất hiện trong đó Liều chiếu là tỉ số:

Q

X = m



Đơn vị của liều chiếu trong hệ SI là C/kg, đơn vị khác là Rơnghen (R)

Suất liều chiếu (exposure rate) là liều chiếu tính trong một đơn vị thời gian

2.2.2.2 Liều hấp thụ (absorbed dose): Gọi ΔE là năng lượng hấp thụ trong khối vật

Khả năng hấp thụ năng lượng phụ thuộc tính chất của vật chất được chiếu, loại bức xạ và năng lượng của bức xạ Khi đưa ra giá trị của liều hấp thụ bao giờ cũng phải cho biết loại vật chất được chiếu

Suất liều hấp thụ là liều hấp thụ trong một đơn vị thời gian (Gy s-1)

2.2.2.3 Kerma

a Định nghĩa: Gọi ΔĒk là năng lượng trung bình bức xạ truyền cho các hạt

mang điện thứ cấp (electron, positron) trong một khối lượng vật chất Δm Thì

Đơn vị của kerma cũng là gray như liều hấp thụ D

b Kerma va chạm và Kerma phát xạ: Các hạt mang điện thứ cấp, khi di

chuyển trong môi trường, có thể mất năng lượng do va chạm hay do phát bức xạ Nên có thể chia thành kerma va chạm Kcolvà kerma phát bức xạ Krad:

Kcol và Krad lần lượt tương ứng với các năng lượng Ēen và Ērad.Tỉ lệ năng lượng hạt mang điện thứ cấp mất do sự phát bức xạ: g = Krad/K = Ērad/Ēk => Kcol= K.(1-g)

2.2.3 Quan hệ giữa các đại lượng đo liều

Do những khó khăn về kĩ thuật trong việc đo liều trực tiếp Nên trong đo liều

y tế, người ta thường dùng phương pháp gián tiếp như sau: đo liều hấp thụ trong không khí và tính ra liều hấp thụ trong môi trường cần đo Việc tính này cũng chỉ áp dụng được trong một số điều kiện hạn chế, có thể mô tả quá trình đo như hình 2.4

Hình 2.4: Quá trình xác định liều hấp thụ trong cơ thể bệnh nhân [5]

Từ hình 2.4 cho thấy, muốn biết Dp(P), đầu tiên ta dùng buồng ion hóa đo được Dc(P1) trong phantom nước, kế đến ta hiệu chỉnh sự có mặt của buồng tại điểm

P1 ta được Da(P1), rồi sử dụng biểu thức liên hệ về liều hấp thụ giữa 2 môi trường nước và không khí tính ra Dw(P1), có Dw(P1) qua các thuật toán tính liều ta tính được Dp(P) Như vậy để xác định được liều hấp thụ tại một điềm trong cơ thể bệnh nhân ta cần hiểu rõ mối quan hệ giữa các đại lượng trong phép đo liều

2.2.3.1 Quan hệ giữa D, Φ và S col / ρ: Đối với một chùm hạt mang điện đơn năng

E, trong điều kiện:

 Các photon bức xạ hãm thoát khỏi Δm

 Những electron sinh ra do va chạm bị hấp thụ dọc theo quỹ đạo hạt, hay có cân bằng hạt mang điện, thì ta có thể tính được liều hấp thụ D tại một điểm, nếu biết thông lượng hạt Φ tại điểm đó, theo biểu thức:

col

S

D   .

Với Scol là năng suất hãm khối không giới hạn (MeV.cm2/g)

2.2.3.2 Quan hệ D và  : Trong trường hợp các hạt mang điện là đa năng, liều

hấp thụ D tại một điểm trong môi trường, tại đó các hạt mang điện có phổ thông lượng hạt  E(E), được tính theo biểu thức:

max

E 0

2 2

col

2

col 1

S ( )

2.2.3.3 Quan hệ K và Ψ: Đối với một chùm photon đơn năng, K tại một điểm trong

môi trường có thông lượng năng lượng Ψ và (µk/ρ) là hệ số truyền năng lượng khối

max

E

E 0

1 ( ) =  (E) (E)dE

Khó biết chính xác ΨE(E) và Ψ của photon trong môi trường nên các biểu thức trên ít khi được sử dụng Tuy nhiên từ đó ta có thể suy ra một công thức liên hệ kerma va chạm giữa hai môi trường khác nhau, môi trường 1 và môi trường 2:

col

2 col

1 2

en

en 2

en 1

K K

Một điều kiện cần phải thỏa của phép đo tương đối là tỉ số Ψ2/1 của hai môi trường phải xấp xỉ bằng 1, thường được tính và cho bằng bảng Tỉ số

2

en

( )

thu

được bằng cách tra bảng

2.2.3.4 Quan hệ giữa Kerma không khí và X

Từ định nghĩa, suy ra quan hệ giữa kerma không khí Ka và liều chiếu X :

col a

và được khảo sát kỹ hơn khi xem xét quan hệ giữa liều hấp thụ và kerma

2.2.3.5 Quan hệ giữa Kerma và liều hấp thụ

Đại lượng đóng vai trò trung tâm trong việc đánh giá tác dụng sinh học của bức xạ là liều hấp thụ (D) Do đó mục đích của các phép đo liều là xác định liều hấp thụ Tuy nhiên vì những khó khăn kỹ thuật, trong nhiều trường hợp, đặc biệt với chùm photon, người ta phải tính D qua kerma (K) Mặt khác cần xét đến sự khác biệt giữa chúng dù có cùng đơn vị là Gy

Giả sử có một chùm photon đơn năng, chiếu vuông góc đến môi trường và giải phóng các hạt mang điện thứ cấp (electron, positron) Khi đó số hạt mang điện xuất phát từ các độ sâu khác nhau là bằng nhau Giả sử trong mỗi vùng A, B, C,

có một hạt mang điện sinh ra, với cùng động năng và cùng phương chuyển động và

sự suy giảm cường độ chùm photon trong môi trường là không đáng kể Quỹ đạo của chúng được biểu diễn bằng các vectơ cùng phương và cùng độ lớn Đây là biểu diễn đơn giản hóa, trong thực tế các hạt mang điện có thể có nhiều năng lượng khác nhau và có quĩ đạo là những đường ziczăc nằm theo nhiều phương khác nhau

Hình 2.5: Mô hình quãng chạy bức xạ

Các hạt mang điện này sẽ tiếp tục ion hóa các nguyên tử khác trên đường đi của chúng Chỗ nào có nhiều hạt mang điện đi qua sẽ hấp thụ nhiều năng lượng Theo hình 2.5, chiều dài các hạt mang điện băng qua các vùng A, B, C ngày càng tăng và đạt giá trị cực đại từ vùng D Vậy khi chiếu vào môi trường một chùm tia photon, liều hấp thụ sẽ đạt cực đại tại một độ sâu nào đó Độ sâu này trong ví dụ trên xấp xỉ bằng quãng chạy của các hạt mang điện thứ cấp trong môi trường.Vùng tăng của liều hấp thụ (A, B, C) được gọi là vùng hình thành các hạt mang điện (build-up)

Độ sâu tại đó liều hấp thụ đạt cực đại được gọi là độ sâu build-up Nếu nối các đoạn thẳng nằm trong vùng D, E,… lại với nhau ta sẽ được một đoạn thẳng đúng bằng quãng chạy của các electron/positron trong môi trường Các vùng D, E, tại đó năng lượng do các hạt mang điện mang đến bằng năng lượng do các hạt mang điện mang đi, được gọi là vùng có cân bằng hạt mang điện (charged particle equilibrium: CPE) Năng lượng do các hạt mang điện bỏ ra dọc theo quỹ đạo trong vùng có CPE bằng phần động năng Ēen trong động năng toàn phần Ēk mà photon đã truyền cho

nó Vậy trong vùng có CPE, D = Kcol (= 1)

Trong vùng hình thành liều hấp thụ (build-up), do một số các electron xuất hiện trong đó đã chạy ra ngoài và mang theo năng lượng nên D < Kcol ( < 1).(hình

p 3.1.a, phụ luc 3)

Vì có sự suy giảm cường độ chùm photon trong môi trường theo độ sâu nên Kcol và mật độ xuất hiện của các hạt mang điện trong các lớp khác nhau giảm dần theo độ sâu Nên D và K cũng sẽ giảm dần trong các vùng nằm sau D, vùng này được gọi là vùng cân bằng hạt mang điện tạm thời (transient charged particle equilibrium: TCPE) Ở vùng này, D hơi lớn hơn Kcol, ( Dcol > 1

K

  ) (hình p3.1.b, phụ luc 3)

CHƯƠNG 3

MÁY GIA TỐC SỬ DỤNG TRONG LĨNH VỰC XẠ TRỊ VÀ CƠ SỞ

LÝ THUYẾT VỀ CHUẨN LIỀU 3.1 Sơ lược về cấu tạo và nguyên lý hoạt động của máy gia tốc

Đối với kỹ sư vật lý làm công tác chuẩn liều cũng như QA cho máy, cần phải hiểu rõ cấu tạo, chức năng và nguyên lí hoạt động của từng bộ phận nói riêng và của máy nói chung để khi máy cấp liều không đạt chất lượng mong muốn ta cần phải hiệu chỉnh thông số nào, thông số đó ảnh hưởng bởi những bộ phận nào Để từ đó

có sự hiệu chỉnh cho phù hợp Dưới đây sẽ giới thiệu những bộ phận chính và nguyên lí hoạt động của máy

3.1.1 Cấu tạo

Sơ đồ cấu tạo và sơ đồ khối chính của máy gia tốc tuyến tính thông thường, sử

dụng trong xạ trị được chỉ ra trong hình 3.1 và hình 3.2

Hình 3.1: Sơ đồ cấu tạo máy gia tốc tuyến tính

Các bộ phận chủ yếu của máy gia tốc bao gồm:

 Cần máy đứng (Gantry Stand): được thiết kế để chịu tải, nâng đỡ cần

máy, có thể chứa: máy phát sóng, súng electron, ống dẫn sóng gia tốc

 Máy phát sóng gồm có hai thành phần chính: nguồn phát sóng (Klystron

hoặc Magnetron) và bộ điều chế xung (Modulator) Klystron hoặc Magnetron là các

nguồn phát vi sóng hoạt động dưới dạng xung ngắn cỡ một vài µs Cả hai được lắp thêm bộ điều chỉnh tần số tự động AFC (Automatic Freqency Control) để có thể duy trì dao động với tần số tối ưu

Hình 3.2: Sơ đồ khối chính của một máy gia tốc thẳng thông thường

 Magnetron: là thiết bị tạo ra dao động năng lượng cao, phát ra dao động cao tần Tần số của vi sóng khoảng 3000 MHz,

 Klystron: không phải là một máy phát sóng siêu cao tần mà là một máy

khuếch đại dao động sóng Nó cần một máy phát dao động năng lượng thấp đi kèm

để cung cấp dao động ở lối vào của Klystron Nhờ đó nó sẽ khuếch đại dao động có năng lượng thấp này lên đến năng lượng rất cao

 Súng electron (Electron gun): là thiết bị phát ra các electron, gồm có hai

loại chính là loại hai cực và loại ba cực (triode) Cơ chế cung cấp nhiệt cho súng electron có thể là trực tiếp hoặc gián tiếp tùy theo nhà sản xuất Cả 2 loại súng này đều có một sợi dây Catôt được nung nóng và cực Anôt có đục một lỗ nhỏ ở giữa, với súng loại 3 cực còn có thêm một lưới điều khiển Các electron phát ra từ sợi dây Catôt được nung nóng sẽ hội tụ thành một chùm và được gia tốc xuyên qua lỗ trên Anôt sau đó bị cuốn vào trong ống sóng gia tốc

 Hệ thống ống dẫn sóng (Wave Guide System): gồm có ống dẫn sóng để

truyền sóng từ nguồn phát sóng tới ống gia tốc và ống dẫn sóng gia tốc

 Cần máy (Gantry): chứa hệ thống gia tốc electron, đầu máy điều trị Cần

máy được gắn vào cần máy đứng và có thể quay quanh trục vuông góc với nó

 Hệ thống gia tốc electron: gồm có ống gia tốc, dùng để gia tốc chùm

electron tới năng lượng cao nhờ vi sóng, hệ thống từ trường hội tụ chùm electron này khi chúng chạy trong ống

 Ống gia tốc: được cấu tạo gồm các ống bằng đồng có bề mặt bên trong

tròn phẳng, được đặt tách biệt nhau và các hốc cộng hưởng dùng để tạo ra độ lệch pha 1800 với cấu trúc gia tốc bằng sóng dừng

 Đầu máy điều trị: bao gồm

- Bia tia X: bằng kim loại có Z lớn, dùng để tạo ra chùm photon xạ trị bằng

hiệu ứng tạo bức xạ hãm khi chùm electron (đã được gia tốc) xuyên sâu vào trong bia Nếu điều trị bằng chùm electron thì không dùng bia

- Bộ lọc phẳng (Flattening Filters): chùm photon được tạo ra là sự kết hợp

giữa bia và bộ lọc Cường độ chùm photon tạo ra ở bia chủ yếu hướng về phía trước Vì vậy bộ lọc có tác dụng làm loe và làm phẳng chùm tia

- Ống chuẩn trực (Collimator): thường được cấu tạo bởi hai cặp ngàm ( jaws)

để tạo hình dạng chùm bức xạ theo hình vuông hoặc hình chữ nhật Các khối che chắn (block) để tạo hình dạng trường chiếu thích hợp

- Hệ thống buồng ion hóa kiểm soát liều lượng (Monitor): đây là bộ phận quan

trọng, luôn luôn phải có trong đầu máy Đặt nó càng gần bệnh nhân càng tốt, nhưng

vì phải đặt cố định nên được lắp ngay phía trên hệ thống collimator quay Buồng này có các chức năng: giúp cấp liều chiếu chính xác, theo dõi sự đồng nhất của liều chiếu và hiệu chỉnh năng lượng Khi sử dụng, nó phải

thỏa mãn các yêu cầu sau: theo dõi và kiểm soát việc

cấp liều cho cả chùm photon và electron

Theo dõi suất liều cùng với cơ cấu bù (liều) tự động và

tức thời Theo dõi sự đồng nhất (hay sự đối xứng) và độ

phẳng của chùm tia để thông báo cho hệ thống tự điều

chỉnh khi cần Khi các yếu tố trên nằm ngoài giới hạn

cho phép, nó sẽ tự động kết thúc quá trình điều trị [16]

Hình 3.3 : Loại buồng multiplate ion chamber [31]

(1) buồng dọc (2) buồng ngang

Khi hệ thống này kiểm soát liều chiếu phát ra Đơn vị mà máy gia tốc “hiểu” để kiểm soát liều chiếu là MU (Monitor Unit) Như vậy MU chính là đơn vị của liều chiếu phát ra từ máy gia tốc Mối liên hệ giữa liều chiếu (đơn vị là MU) và liều hấp thụ (đơn vị là Gy) được quy ước như sau: giả sử máy gia tốc phát ra liều chiếu là 1MU thì khi đó liều hấp thụ thu được trong phanton nước trên trục của chùm tia tại

độ sâu có liều cực đại bằng 1cGy trong điều kiện khoảng cách từ nguồn tới bề mặt nước là 100 cm, với độ rộng trường chiếu là 10x10cm

Trong quá trình lập kế hoạch tính liều hấp thụ mong muốn đưa vào bệnh nhân, liều này cần được quy đổi ra liều chiếu MU Giá trị MU này chính là giá trị sẽ được thiết lập sẵn khi điều trị Khi điều trị hệ thống kiểm soát sẽ kiểm soát trình phát tia đến lúc máy phát đủ liều thì nó sẽ tự động dừng lại

Hình 3.4: Đầu máy gia tốc khi phát chùm photon

3.1.2 Nguyên lý hoạt động

Đầu tiên, các electron sinh ra do bức xạ nhiệt từ súng electron Những electron này được điều biến thành các xung rồi phun vào trong buồng gia tốc Buồng gia tốc

là cấu trúc dẫn sóng mà trong đó năng lượng dùng để gia tốc các electron được lấy

từ bộ phát sóng cao tần (có tần số khoảng 3000 MHz, bước sóng khoảng 100mm),

có hai loại là: buồng gia tốc sử dụng sóng chạy và buồng gia tốc sử dụng sóng dừng Bức xạ vi sóng được cấp vào dưới dạng các xung ngắn (khoảng vài µs) và được phát ra dưới dạng các xung điện áp cao (khoảng 50KV) từ bộ điều chế xung tới máy phát vi sóng Cấu trúc này thường sử dụng “van” Magnetron (dùng cho máy gia tốc phát ra mức năng lượng trung bình) Ở một số máy gia tốc tuyến tính phát năng lượng cao, người ta hay sử dụng “van” Klystron Van này tuy đắt tiền hơn nhưng có thời gian sử dụng lâu hơn

Các electron phát ra từ súng electron và nguồn vi sóng được điều biến thành các xung, để sao cho các electron này có vận tốc cao được phun vào ống dẫn sóng gia tốc cùng một thời điểm với xung vào của nguồn phát xung để tạo ra sự cộng hưởng

Hệ thống ống dẫn sóng gia tốc và súng electron được hút chân không dưới áp suất thấp, để electron chuyển động tự do, tránh va chạm với các phân tử khí suốt dọc chiều dài chuyển động (chính giai đoạn này các electron tạo thành các xung) Năng lượng mà các electron có được từ nguồn cung cấp sóng cao tần trong ống dẫn sóng tùy thuộc vào biên độ của điện trường, có nghĩa là phụ thuộc vào công suất không đổi của nguồn sóng cao tần (trong kỹ thuật, người ta dựa vào yếu tố này và các yếu

tố khác, để điều chỉnh suất ra cho máy)

Chùm electron được tăng tốc có xu hướng phân kì một phần do lực tương tác Culông, nhưng chủ yếu là do lực điện trường trong cấu trúc ống dẫn sóng có thành phần xuyên tâm Tuy nhiên sự phân kì này được khắc phục bằng cách sử dụng một

từ trường hội tụ đồng trục Từ trường này do các cuộn dây nam châm quấn quanh ống gia tốc cung cấp, đương nhiên phải đồng trục với ống dẫn sóng gia tốc Ngoài

ra còn có các cuộn lái chùm tia phụ (Steering), được sử dụng để dẫn chùm electron sao cho khi xuất hiện từ ống gia tốc, chúng sẽ chuyển động theo đúng hướng và vị

trí yêu cầu Khi máy ở chế độ phát photon thì chùm electron (đã được gia tốc tới năng lượng đủ lớn) sẽ được hướng vào một bia làm bằng vật liệu có số nguyên tử lớn Tại đây các electron bị hãm lại và phát ra photon dưới dạng hiệu ứng phát bức

xạ hãm Chùm bức xạ này được định dạng ngay trong đầu máy điều trị rồi sau đó được sử dụng điều trị bệnh cho bệnh nhân Để tạo hình dạng cho chùm bức xạ trong điều trị người ta sử dụng các ống chuẩn trực; nó được cấu tạo bởi 2 cặp Jaw: X1, X2 và Y1, Y2 Cặp X1, X2 chuyển động theo trục Ox, còn cặp Y1, Y2 chuyển động theo trục Oy

Như ta đã biết chùm tia do máy gia tốc phát ra là không thấy được, do đó để đo đạc nó thì trước tiên ta phải “ xác định hình dạng chùm tia” Việc định dạng này nhằm xác định kích thước, hình dạng, tính chất,…của chùm tia

3.2 Các khái niệm vật lý mô tả chùm tia do máy phát ra (định dạng chùm tia) 3.2.1 Khái niệm và cách xác định kích thước trường chiếu

Kích thước trường chiếu có thể được xác định bằng phương pháp hình học hoặc bằng phương pháp đo liều

 Trường chiếu hình học: được định nghĩa là phép chiếu trên một mặt

phẳng vuông góc với trục của chùm bức xạ của đáy ống định hướng (collimator) khi nhìn từ tâm của nguồn Định nghĩa này luôn phù hợp với trường được định nghĩa bởi nguồn sáng đặt ở tâm của nguồn bức xạ

 Về phương diện

liều: trường chiếu là giới hạn

của 50% đường cong liều

Về kích thước, trường chiếu xác định bằng hình học phải bằng với trường chiếu xác định bằng phương pháp đo liều Giao điểm gữa chùm tia với mặt cắt vuông góc của nó tại một điểm cần đo sẽ tạo thành một trường (field) chiếu tại điểm đó

Các trường chiếu thường được sử dụng là trường chiếu hình vuông (square field); kích thước trường a × a (cm) Trường chiếu hình chữ nhật (rectangle field) kích thước trường a × b (cm), các trục đối xứng hình chữ nhật là trục chính (principal axis), mặt phẳng đi qua trục chính được gọi là mặt phẳng chính (principal plane), trục đi qua giao điểm của hai trục chính được gọi là trục trung tâm (central axis) Và trường chiếu hình tròn (cycle field); khi đó, mỗi đường kính đi qua tâm đều là trục chính (hình 3.5)

3.2.2 Độ phẳng của trường chiếu (Flatness)

Định nghĩa độ phẳng trường chiếu là sự biến đổi của liều tương đối trong vùng liều tương đối đó Vùng này chiếm 80% kích thước trường chiếu (trường chuẩn; với

bề rộng của nó được định nghĩa là bề rộng tại vị trí 50% của một đường đồng liều chuẩn trên một mặt phẳng ngang), tính từ trục trung tâm của trường, tại độ sâu 10

cm, trường này nằm trong mặt phẳng vuông góc với trục đó [14]

trong đó, Imax và Imin tương ứng là

giá trị phần trăm liều lớn nhất và

nhỏ nhất trong khoảng 80% bề rộng

của kích thước trường chiếu của

một đường cong liều chuẩn trên

một mặt cắt ngang

Hình 3.6: Biểu diễn cách tính độ phẳng của chùm photon

Giới hạn cho phép của F là ±3% Và việc kiểm tra thực nghiệm nên đo hành ở độ sâu có liều cực đại hoặc độ sâu 10 cm tùy trường hợp

cm

3.2.3 Sự đối xứng của trường chiếu (Symmetry)

Dựa vào các đường đồng liều chuẩn ta không chỉ đánh giá được độ phẳng của

chùm tia mà còn có thể đánh giá được sự đối xứng của chùm tia Từ đồ thị của đường đồng liều chúng ta gập lại ở giữa và so sánh hai nửa của đồ thị với nhau tại mọi điểm để suy ra độ đối xứng, giới hạn sai khác cho phép là không vượt quá 2% ở

mọi điểm đối xứng

3.2.4 Kích thước vùng bán dạ (Penumbra)

Tương tự như chùm ánh sáng, sự giảm liều mà ta quan sát được ở biên chùm tia

do tán xạ, gọi là vùng bán dạ Việc hình thành vùng bán dạ là điều mà ta không mong muốn vì để xác định chính xác liều hấp thụ tại những điểm thuộc vùng này vô cùng khó khăn Nên yêu cầu đối với kích thước vùng bán dạ là càng nhỏ càng tốt Xét liều lượng của một trường chiếu xạ, nếu ta lấy liều tương đối ở tâm trường chiếu là 100% thì vùng bán dạ thường nằm trong vùng từ 20% tới 0% trên đường đồng liều chuẩn Các máy gia tốc tuyến tính thường có kích thước vùng bán dạ khoảng 6-9 mm Độ rộng của vùng bán dạ phụ thuộc vào hai yếu tố:

 Thứ nhất, nó phụ thuộc vào kích thước của nguồn (S), khoảng cách từ nguồn tới Collimator (SCD) và khoảng cách từ nguồn bề mặt da (SSD) Ta có thể xác định vùng bán dạ theo công thức [14]:

3.2.5 Đường đồng liều và bản đồ đồng liều trong trường chiếu

Muốn biết phân bố liều trong chùm tia, người ta phải đo liều tại các điểm trong chùm tia đó rồi tìm những điểm có liều giống nhau, nối chúng lại ta sẽ có một đường đồng liều mô tả phân bố liều lượng của chùm tia Những đường này nằm

trong mặt phẳng trực giao với trục trung tâm Tập hợp các đường đồng liều ta có

bản đồ đồng liều Một biểu đồ như vậy biểu diễn sự thay đổi của giá trị liều hấp thụ theo độ sâu và theo phương ngang nằm từ trục trung tâm của trường đến biên

trường bức xạ

3.3 Cách bố trí, vị trí đo các đại lượng đặc trưng cho chất lượng chùm tia

Trước khi tiến hành đo đạc các đại lượng định lượng chùm tia, ta cần nghiên cứu quá trình hình thành liều hấp thụ của chùm tia khi nó chiếu vào phantom

3.3.1 Quá trình hình thành liều hấp thụ khi chùm tia đi vào trong phantom

3.3.1.1 Đối với chùm photon: Khi một chùm photon đi vào môi trường không khí,

thông lượng photon và liều hấp thụ sẽ giảm theo quy luật bình phương khoảng cách [33] Tuy nhiên, khi photon đi vào một môi trường có khối lượng riêng lớn như phantom nước thì liều hấp thụ không còn tuân theo quy luật khoảng cách nữa Do

đó, việc xác định liều hấp thụ trong phantom sẽ rất khó khăn

Hình 3.7 minh họa một phân bố liều hấp thụ trên trục trung tâm khi chùm tia photon đi vào phantom nước Ta thấy rằng, khi chùm photon đi vào bề mặt phantom, tại đó liều hấp thụ có giá trị Ds Sau đó, khi nó đi sâu vào phantom, liều hấp thụ tăng lên nhanh chóng đạt giá trị cực đại Dmax tại z = zmax, vượt quá độ sâu

zmax liều hấp thụ giảm cho đến giá trị Dex ở cạnh lối ra của phantom

Đối với chùm photon MV, liều hấp thụ tại bề mặt phantom thấp hơn nhiều so với liều hấp thụ cực đại tại độ sâu zmax Nó phụ thuộc vào năng lượng và tăng theo kích thước trường chiếu Liều hấp thụ này bằng khoảng 70% liều hấp thụ cực đại cho chùm photon nguồn Co60, 85% cho tia X (6 MV), 90% cho tia X (18 MV) [33] Liều hấp thụ tại bề mặt phantom có sự đóng góp: Những photon tán xạ từ collimator, nêm lọc và không khí Photon tán xạ từ phantom Những electron năng lượng cao được sinh ra do tương tác của photon với không khí

Vùng hình thành liều hấp thụ là vùng liều tăng rất nhanh giữa bề mặt z = 0

và độ sâu z = zmax trong phantom Liều hấp thụ tại một điểm trong phantom được quyết định bởi những hạt mang điện thứ cấp được tạo ra bởi các hiệu ứng quang

điện, tán xạ Compton, tạo cặp giữa photon với phantom Những electron được sinh

ra trong các hiệu ứng trên sẽ để lại năng lượng bên trong phantom [20]

Hình 3.7: Một phân bố liều hấp thụ cho chùm photon MV trong phantom [20]

- Tại bề mặt phantom, điều kiện cân bằng hạt mang điện không thỏa mãn cho nên liều hấp thụ nhỏ hơn Kerma va chạm D < Kcol

- Khi đạt tới độ sâu z = zmax (bằng quãng chạy R của hạt mang điện thứ cấp), điều kiện cân bằng hạt mang điện thỏa mãn thì liều hấp thụ có giá trị gần bằng Kerma va chạm D = kcol

- Vượt quá độ sâu zmax, điều kiện cân bằng hạt mang điện tạm thời tồn tại vì cả liều hấp thụ và Kerma va chạm sẽ giảm như nhau (thông lượng photon trong phantom giảm) Độ sâu zmax của liều hấp thụ cực đại Dmax phụ thuộc vào năng lượng của photon và kích thước trường chiếu

Bảng 3.1 Độ sâu liều hấp thụ cực đại z max cho những chùm photon có năng

lượng khác nhau với kích thước trường chiếu 5 × 5 cm [20]

Đối với một chùm tia năng lượng cho trước, độ sâu zmax lớn nhất khi kích thước trường chiếu 5×5 cm, còn độ sâu zmax giảm khi kích thước trường chiếu lớn hơn 5×5 cm (ảnh hưởng của tán xạ từ collimator và nêm lọc) và khi kích thước trường chiếu nhỏ hơn 5×5 cm (ảnh hưởng của tán xạ từ phantom) [20]

3.3.1.2 Đối với chùm electron: Trong các kỹ thuật xạ trị hiện nay, bên cạnh photon

người ta cũng sử dụng tia, proton, neutron, electron,… Những chùm tia electron này được phát từ máy gia tốc năng lượng cao, chúng thường có năng lượng từ 4 MeV đến 25 MeV Trước khi đi ra khỏi máy gia tốc, chúng là chùm electron đơn năng Tuy nhiên, khi những electron đi qua cửa số của máy gia tốc, bộ lọc, collimator, không khí và buồng ion hóa, chúng sẽ tương tác với những cấu trúc này Điều này làm cho các electron có những năng lượng khác nhau, tạo thành một phổ năng lượng electron khá rộng và phức tạp

a Đường cong liều hấp thụ: Dạng đường cong liều hấp thụ theo độ sâu trong

nước dọc trục trung tâm của chùm tia electron được biểu diễn bởi hình 3.8

Hình 3.8: PDD trong nước với kích thước trường 10x10cm, SSD= 100cm; (a)

những chùm electron với năng lượng 6, 9, 12, 18 MeV (b) Những chùm photon với năng lượng 6, 15MV [20]

Độ sâu (cm)

b Vùng hình thành liều hấp thụ (giữa bề mặt z = 0 và độ sâu z max ): Vùng

hình thành liều hấp thụ của chùm tia electron được tạo thành do những tương tác của electron với phân tử nước Trước khi chùm electron đi vào bề mặt phantom nước, quỹ đạo của chúng gần song song Khi đi vào phantom, do tương tác nên quỹ đạo của chúng bị lệch khỏi hướng ban đầu, đồng thời chùm electron này sẽ gây ion hóa và sinh ra những electron thứ cấp Chính những electron thứ cấp này đóng

góp vào vùng hình thành liều hấp thụ

Theo hình 3.8.a, ta thấy so với liều cực đại, liều hấp thụ tại bề mặt của electron đạt từ 75% tới 95%, cao hơn nhiều so với trường hợp của photon Hơn nữa, không giống như photon, liều hấp thụ tại bề mặt của electron tăng theo năng lượng của nó (do sự tán xạ của electron) Đối với electron năng lượng thấp, tỷ lệ của liều hấp thụ tại bề mặt và liều hấp thụ cực đại thì thấp hơn so với electron có năng lượng cao Ở năng lượng thấp, electron tán xạ dễ dàng và với góc lệch lớn Điều này dẫn đến vùng liều hấp thụ giữa z = 0 và z = zmax được hình thành khá nhanh chóng và độ xuyên sâu nhỏ

c Phân bố liều hấp thụ ở độ sâu vượt quá độ sâu z max : Dựa vào phần đường cong có độ dốc lớn nhất của hình 3.8.a, ta thấy liều hấp thụ ở độ sâu z → zmax giảm một cách nhanh chóng Nguyên nhân của sự suy giảm này là do sự tán xạ và mất năng lượng liên tục của electron trong khoảng độ sâu này Phần đuôi giới hạn (bremsstrahlung tail) của đường cong liều hấp thụ được tạo thành là do sự đóng góp bởi những bức xạ hãm được tạo ra trong không khí (giữa cửa sổ máy gia tốc và phantom, trong môi trường phantom bị chiếu xạ) Sự nhiễm bẩn bức xạ hãm phụ thuộc vào năng lượng electron, nhỏ hơn 1% đối với electron 4 MeV, nhỏ hơn 4% đối với electron 20 MeV [20]

d Mối liên hệ giữa năng lượng và quãng chạy của chùm electron trong phantom

 Quãng chạy của electron: sau đây là một số khái niệm về quãng chạy và các

độ sâu thường được sử dụng trong phép đo liều

- Quãng chạy cực đại Rmax (maximum range): là độ sâu được xác định bằng cách ngoại suy đuôi nằm ngang của đường cong liều hấp thụ lên trục độ sâu (cm hoặc g/cm2)

- Quãng chạy thực tế Rp (practical range): là độ sâu được xác định tại điểm giao của tiếp tuyến tại phần đường cong liều hấp thụ có độ dốc lớn nhất và tiếp tuyến ngang tại giới hạn đuôi đường cong liều hấp thụ (cm hoặc g/cm2)

- Quãng chạy R50: là độ sâu mà liều hấp thụ bằng 50% giá trị liều hấp thụ cực đại ở độ sâu zmax(cm hoặc g/cm2)

 Công thức liên hệ: vì phổ electron trải khá rộng và phức tạp cho nên không thể

dùng một tham số duy nhất để mô tả chất lượng chùm tia electron Hiện nay người

ta dùng một số tham số để mô tả chất lượng chùm tia như động năng trung bình tại

- Động năng trung bình ở độ sâu z, Ez , có mối liên hệ với quãng chạy thực tế

Rp trong nước và năng lượng ban đầu E0 của electron theo biểu thức [20]: