khảo sát phân bố suất liều xung quanh phòng máy x quang chẩn đoán y tế bằng chương trình mcnp

ti ến hành công việc bức xạ & CCNVBX”, các cơ sở bức xạ y tế nói chung hay các phòng chụp X quang nói riêng đều phải tuân thủ theo các tiêu chuẩn về kích thước phòng X quang và điều kiện

B Ộ GIÁO DỤC VÀ ĐÀO TẠO

TR ƯỜNG ĐẠI HỌC SƯ PHẠM TP HỒ CHÍ MINH

B Ộ GIÁO DỤC VÀ ĐÀO TẠO

TR ƯỜNG ĐẠI HỌC SƯ PHẠM TP HỒ CHÍ MINH

LỜI CẢM ƠN

Trong quá trình hoàn thành luận văn, tôi đã nhận được rất nhiều sự quan tâm, động viên, giúp đỡ của quý thầy cô, gia đình và bạn bè Xin cho phép tôi được bày

tỏ lòng biết ơn chân thành của mình đến:

TS Trương Thị Hồng Loan, người đã theo dõi suốt quá trình thực hiện luận văn của tôi Cô là người giảng dạy, hướng dẫn những bài học đầu tiên về phương pháp mô phỏng Monte Carlo và gợi ý sử dụng chương trình MCNP (Monte Carlo N – Particle) trong nghiên cứu đề tài này Cô cũng là người truyền cho tôi sự say mê nghiên cứu khoa học, đã có những góp ý quý báu cho tôi trong quá trình tiến hành

luận văn

Các thành viên trong nhóm MCNP của Bộ môn Vật lý hạt nhân : Cô Trương

Thị Hồng Loan, các anh chị: Đặng Nguyên Phương, Trần Ái Khanh, Lê Thanh Xuân, Nguyễn Thị Cẩm Thu đã hỗ trợ, đóng góp ý kiến và luôn bên cạnh giúp đỡ tôi trong quá trình tiến hành luận văn

ThS Thái Mỹ Phê đã giúp tôi trong việc tiến hành đo đạc thực nghiệm tại

bệnh viện Nhi đồng Bác sĩ Nguyễn Anh Tuấn bệnh viện Nhi đồng I đã cho phép chúng tôi tiến hành đo đạc thực nghiệm tại bệnh viện

Ngoài ra tôi cũng xin chân thành cảm ơn đến các kĩ sư của hãng Shimadzu là

những người đã cung cấp cho tôi tài liệu về máy X quang của hãng cũng như hỗ trợ tôi rất nhiều trong việc tìm hiểu về cấu tạo của máy X quang

Tôi xin gửi lòng biết ơn đến gia đình, bạn bè luôn ủng hộ động viên tôi để tôi hoàn thành khóa học

Tp H ồ Chí Minh, tháng 9 năm 2012

VÕ TH Ị THÙY DUNG

MỤC LỤC

L ỜI CẢM ƠN 1

M ỤC LỤC 2

DANH M ỤC CÁC KÍ HIỆU VÀ CÁC CHỮ VIẾT TẮT 5

DANH M ỤC HÌNH VẼ VÀ ĐỒ THỊ 6

DANH M ỤC CÁC BẢNG 10

M Ở ĐẦU 11

Chương 1: CẤU TẠO VÀ NGUYÊN LÝ MÁY PHÁT TIA X 16

1.1 Cấu tạo máy phát X quang thông thường 16

1.1.1 Cấu tạo ống phát tia X 16

1.1.2 Bộ lọc tia 35

1.1.3 Hệ chuẩn trực đầu đèn (Collimator) 36

1.2 Nguyên lý của quá trình phát tia X 39

1.2.1 Nguyên lý tạo tia X 39

1.2.2 Các tính chất của tia X 47

1.3 Nguyên lý hoạt động của máy phát tia X 51

1.4 Các yếu tố ảnh hưởng đến chất lượng liều ra tia X 52

Chương 2: AN TOÀN BỨC XẠ TRONG X QUANG CHẨN ĐOÁN Y TẾ 57 2.1 Các hiệu ứng sinh học của bức xạ ion hóa 57

2.1.1 Cơ chế tác dụng của bức xạ ion hóa 57

2.1.2 Những tổn thương do bức xạ ion hóa 58

2.2 Các tiêu chuẩn về an toàn bức xạ 61

2.2.1 Lịch sử xây dựng các tiêu chuẩn an toàn bức xạ trên thế giới 61

2.2.2 Các khuyến cáo về an toàn bức xạ của ICRP 61

2.2.3 Các tiêu chuẩn về an toàn bức xạ của IAEA [6][34][35][38] 63

2.2.4 Giới hạn liều 64

2.3 An toàn bức xạ tại các cơ quan y tế theo tiêu chuẩn Việt Nam 65

2.3.1 Các quy chế an toàn bức xạ đã được ban hành ở Việt Nam 65

2.3.2 Tiêu chuẩn Việt Nam – TCVN 6561:1999 về an toàn bức xạ ion hóa tại các cơ sở X quang y tế 66

Chương 3: KHẢO SÁT PHÂN BỐ SUẤT LIỀU XUNG QUANH PHÒNG MÁY X QUANG CH ẨN ĐOÁN Y TẾ BẰNG CHƯƠNG TRÌNH MCNP 72 3.1 Giới thiệu chương trình MCNP 72

3.1.1 Lịch sử của chương trình MCNP 72

3.1.2 Dữ liệu hạt nhân và phản ứng của MCNP 74

3.1.3 Cấu trúc của chương trình MCNP 75

3.1.4 Độ chính xác của kết quả và các nhân tố ảnh hưởng 77

3.2 Tally đánh giá 78

3.2.1 Tally F4 78

3.2.2 Tally Fmesh4 79

3.2.3 Tally F2 79

3.3 Kết quả khảo sát phân bố liều xung quanh phòng máy X quang chẩn đoán y tế bằng chương trình MCNP 79

3.3.1 Mô tả phòng X quang thường quy tại bệnh viện Nhi đồng I 80

3.3.2 Kiểm tra hiệu lực của mô hình - chuẩn hóa kết quả mô phỏng 84

3.3.3 Mô phỏng phân bố suất liều trong phòng chụp X quang bằng tally Fmesh

với các chế độ chiếu chụp khác nhau 89

K ẾT LUẬN VÀ KIẾN NGHỊ 105 TÀI LI ỆU THAM KHẢO 107

DANH MỤC CÁC KÍ HIỆU VÀ CÁC CHỮ VIẾT TẮT

ALARA As Low As Reasonably Achievable

ACTL The Activation Library

ENDF The Evaluated Nuclear Data File

ENDL The Evaluated Nuclear Data Library

IAEA International Atomic Energy Agency

ICRP International Commission on Radiological Protection

ICRU The International Commission on Radiation Units and Measurements MCNP Monte Carlo N-Particle

NCRP National Council on Radiation Protection and Measurement

DANH MỤC HÌNH VẼ VÀ ĐỒ THỊ

Hình 1.1 Sơ đồ khối hệ thống chụp ảnh X quang thông thường 16

Hình 1.2 Những bộ phận cơ bản của một ống phát tia X thông thường 17

Hình 1.3 Các bộ phận chính của ống tia X trong máy chụp X quang hiện đại 18

Hình 1.4 Cấu trúc cathode của ống tia X sợi đốt Volfram nằm trong chén hội tụ 19

Hình 1.5 Tác dụng làm thay đổi hình dạng phân bố chùm electron của chén tội tụ 20

Hình 1.6 Các thành phần của một ống tia X có anode cố định gồm bia Vonfram gắn vào một khối đồng 21

Hình 1.7 Vết hội tụ của bóng X quang có anode cố định 22

Hình 1.8 Hình dạng của anode xoay 23

Hình 1.9 Cấu tạo anode xoay 24

Hình 1.10.a Mặt cắt của một anode RTM 25

Hình 1.10.b Mặt cắt của một anode RTM- than chì 25

Hình 1.11 Vết tiêu thực và vết tiêu hiệu dụng của anode 26

Hình 1.12 Vùng tiêu điểm thực và tiêu điểm hiệu dụng 27

Hình 1.13 Phương pháp chụp ảnh qua lỗ ngắm để xác định kích thước tiêu điểm 28

Hình 1.14 Anode sử dụng hai vết tiêu lớn nhỏ 29

Hình 1.15 Ảnh hưởng của góc nghiêng anode lên kích thước vết tiêu hiệu dụng 30

Hình 1.16 Sự phân bố không đồng đều chùm tia X theo phương song song với trục Cathode - Anode 31

Hình 1.17 Ảnh hưởng của hiệu ứng chân lên khoảng cách đặt phim 31

Hình 1.18 Bầu thủy tinh chứa anode quay 32

Hình 1.19 Mặt cắt ống tia X loại có anode quay của hãng Shimadzu 33

Hình 1.20 Bộ lọc hấp thụ các photon năng lượng thấp và cho các photon năng

lượng cao đi qua 35

Hình 1.21 Phổ tia X tạo ra ở điện áp đỉnh 150 kVp đối với anode làm bằng Vonfram 36

Hình 1.22 Cấu trúc bên trong hệ chuẩn trực đầu đèn 39

Hình 1.23 Mặt cắt ngang bộ chuẩn trực loại R20-J của hãng Shimadzu 38

Hình 1.24 Bức xạ hãm phát ra khi electron tương tác với hạt nhân bia 40

Hình 1.25 Electron va chạm trực diện với hạt nhân làm phát ra bức xạ hãm có năng lượng cực đại 41

Hình 1.26 Sự phân bố năng lượng bức xạ hãm ở giá trị điện áp đỉnh 90 kVp (trong trường hợp không có bộ lọc (đường đứt nét) và có bộ lọc tia (liền nét) 41

Hình 1.27 Tương tác làm phát ra bức xạ tia X đặc trưng 44

Hình 1.28 Các dãy phổ ứng với các chuyển dời electron trong nguyên tử 46

Hình 1.29 Các vạch bức xạ đặc trưng ứng với sự dịch chuyển trên nền bức xạ hãm đối với Vonfram ở điện áp 90kVp 47

Hình 1.30 Cường độ phát xạ tia X thay đổi mạnh theo giá trị kVp, khi giữ cùng một giá trị dòng qua ống và thời gian chiếu không đổi 53

Hình 1.31 Ảnh hưởng của mA lên hiệu suất phát tia X 55

Hình 3.1 Quang cảnh phòng chụp X quang thường quy ở bệnh viện Nhi đồng I 80

Hình 3.2 Mô phỏng 3D phòng X quang Nhi đồng I bằng chương trình MCNP5 81

Hình 3.3 Mô phỏng các lớp chì trần, chì tường, chì ốp cửa, kính chì,vị trí ống phát tia X bằng MCNP5 81

Hình 3.4 Máy X quang sử dụng ở bệnh viện Nhi đồng I 82

Hình 3.5 Kích thước cấu hình đầu bóng phát tia X tính theo mm (inch) 82

Hình 3.6 Cấu trúc collimator loại R-20J 83

Hình 3.7 Mô hình ống phát tia X và hệ thống Collimator của hãng Shimadzu 82

Hình 3.8 Vỏ ống chân không và cấu trúc bên trong collimator được 84

Hình 3.9 Anode và hệ thống cửa sổ Bakelite, các lớp trong collimator 84

Hình 3.10 Hình chụp các vị trí đặt các cell khảo sát liều vẽ bằng MCNP5 86

Hình 3.11 Đồ thị suất liều (theo khoảng cách nguồn – máy đo) 88

Hình 3.12 Mô phỏng phổ tia X tại giá trị điện áp 100kV 89

Hình 3.13 Mô phỏng phân bố suất liều tại vị trí bàn bệnh nhân ở chế độ chụp 70 kVp, 200 mA, 100 ms 91

Hình 3.14 Mô phỏng phân bố suất liều mặt (xy) của chế độ chụp ngực 92

Hình 3.15 Mô phỏng phân bố suất liều mặt (xy) của chế độ chụp chân 92

Hình 3.16 Mô phỏng phân bố suất liều mặt (xy) của chế độ chụp tay 92

Hình 3.17 Mô phỏng phân bố suất liều mặt (xy) ứng với chụp bụng 75kV 93

Hình 3.18 Mô phỏng phân bố suất liều mặt (xy) của chế độ chụp bụng 90kV 94

Hình 3.19 Mô phỏng phân bố suất liều mặt (xy) của chế độ chụp nhũ – lưng 95

Hình 3.20 Mô phỏng phân bố suất liều mặt (x,y) của chế độ chụp sọ 95

Hình 3.21 Mô phỏng phân bố suất liều mặt (x,y) của chế độ chụp đầu gối 96

Hình 3.22 Mô phỏng phân bố suất liều mặt (x,y) của chế độ chụp ngực AP 96

Hình 3.23 Phân bố suất liều cho khu vực phòng chụp dự kiến thu hẹp kích thước 98

Hình 3.24 Phân bố suất liều trong phòng chụp khi giảm kích thước 99

Hình 3.25 Mô phỏng sự suy giảm suất liều khi đi qua khu vực tường 100

Hình 3.26 Mô phỏng sự suy giảm suất liều khi đi qua cửa bệnh nhân và tường 101

Hình 3.27 Sự suy giảm chùm tia khi đi qua tường phòng X quang 102

Hình 3.28 Mô phỏng phân bố liều mặt (x,y) trong phòng chụp sát trần nhà 102

Hình 3.29 Mô phỏng phân bố suất liều (x,y) trong khu vực trần có lót chì 103

Hình 3.30 Sự suy giảm suất liều khi đi qua tường ngăn cách hành lang bệnh viện 104

DANH MỤC CÁC BẢNG

B ảng 1.1 Tiêu chuẩn độ bền của dầu máy biến áp 34

B ảng 1.2 Năng lượng liên kết của electron lớp K ứng với một số vật liệu anode 46

B ảng 1.3 Bước sóng của các loại sóng điện từ 47

B ảng 2.1 Hiệu ứng sinh học theo mức độ liều 60

Bảng 2.2 Giới hạn liều chiếu khuyến cáo của ICRP 65

B ảng 2.3 Liều giới hạn trong một năm 66

B ảng 2.4 Liều khuyến cáo cho một phim chụp X quang quy ước đối với bệnh nhân (TCVN 6561:1999) 66

B ảng 2.5 Liều khuyến cáo chụp, chiếu X quang qui ước cho 1 lần chụp 1 phim 67

B ảng 2.6 Kích thước tiêu chuẩn cho phòng đặt máy X quang các loại theo (TCVN 6561:1999) 69

B ảng 3.1 Kết quả đo suất liều theo khoảng cách 84

B ảng 3.2 Giá trị suất liều mô phỏng tại các khoảng cách khảo sát và sai số thống kê tương đối tương ứng 86

B ảng 3.3 Các chế độ chụp của phòng X quang chẩn đoán thường quy tại bệnh viện nhi đồng I 87

B ảng 3.4 So sánh giá trị suất liều giữa các chế độ chụp 90

B ảng 3.5 So sánh kết quả mô phỏng và thực nghiệm các đỉnh tia X đặc trưng của Vonfram 99

MỞ ĐẦU

Từ khi Wilhelm Conrad Röntgen phát hiện ra tia X có thể chẩn đoán cấu trúc xương, tia X được phát triển để sử dụng cho chụp hình y tế nhờ những ưu thế vượt trội hơn về tính hiệu quả, chính xác, nhanh chóng hơn các phương pháp chẩn đoán bệnh trước đây Việc sử dụng tia X đặc biệt hữu dụng trong việc xác định

bệnh lý về xương, nhưng cũng có thể giúp ích tìm ra các bệnh về phần mềm Máy

chụp X quang ngày nay được phổ biến rộng rãi ở tất cả các bệnh viện, phòng khám

đa khoa, phòng khám tư nhân để đáp ứng nhu cầu khám chữa bệnh của người dân Cùng với sự phát triển của khoa học kĩ thuật trong các lĩnh vực vật lý, điện tử, cơ khí, hóa sinh, công nghệ thông tin…thiết bị chẩn đoán X quang ngày càng được cải

tiến trở thành phương pháp chẩn đoán ưu việt không thể thiếu trong y học hiện đại

Ngày nay máy chụp X quang được cải tiến và phát triển để sử dụng trong các lĩnh vực khám chữa bệnh chuyên biệt, ngoài X quang thường quy (chụp hầu hết các

bộ phận trên cơ thể) còn có X quang răng, X quang vú, X quang chụp mạch, X quang đo độ loãng xương, X quang có tăng sáng truyền hình…Máy X quang thường quy loại cũ có tần số thấp (nửa sóng, cả sóng), ngày nay thường sử dụng các máy X quang cao tần dùng phim hay cao tần kỹ thuật số Trên thị trường có rất nhiều loại máy X quang từ nhiều hãng sản xuất trên thế giới, đa dạng về chủng loại,

số lượng cung cấp ra thị trường cũng tăng nhanh trong những năm gần đây

Trước sự phát triển của lĩnh vực X quang thì vấn đề an toàn bức xạ trong

chụp chiếu phim X quang chẩn đoán y tế càng thu hút sự quan tâm của các nhà khoa học nói riêng, toàn xã hội nói chung Vì bên cạnh những ưu thế vượt trội so

với những phương pháp chẩn đoán y tế trước đây các thiết bị phát tia X để chẩn đoán và điều trị bệnh cũng ẩn chứa những nguy hiểm nếu không có biện pháp bảo

vệ thích đáng Tính nguy hiểm của máy X quang tuy thấp hơn so với các nguồn phóng xạ vì mức độ ảnh hưởng chỉ mang tính cục bộ, nhất thời, dễ dàng quản lý và khắc phục nếu có sự cố về thiết bị, nhưng mức độ ảnh hưởng cũng không phải nhỏ

đối với cộng đồng vì các cơ sở y tế là nơi tập trung đông người đặc biệt là những người đang suy giảm sức khỏe Nguy cơ liều chiếu trên bệnh nhân cao hơn mức cần thiết, liều bức xạ lọt ra ngoài cao nếu mức độ che chắn không đảm bảo Điều này đã đưa tới những hậu quả hết sức tai hại, gây ảnh hưởng xấu cho sức khỏe cho cuộc sống của chính bác sỹ và kỹ thuật viên vận hành thiết bị chụp X quang, cho bệnh nhân phải chụp chiếu và cho cả nhân viên, dân chúng nói chung trong khu vực tác dụng của chùm tia X phát ra từ máy phát tia X

Trên thế giới, công tác bảo vệ an toàn bức xạ trong lĩnh vực y tế được nhiều

tổ chức quan tâm và thường xuyên xây dựng các tiêu chuẩn an toàn che chắn đối

với thiết bị X quang trong chẩn đoán y tế và tiêu chí ALARA (As Low As Reasonably Achievable) trở thành tiêu chí hàng đầu trong việc thiết kế các phòng X quang Hằng năm, tổ chức NCRP (National Council on Radiation Protection and Measurement) và ICRU đều đưa ra các khuyến cáo mới nhằm bảo vệ an toàn bức xạ cho môi trường, nhân viên y tế và bệnh nhân điều trị

Cơ quan năng lượng nguyên tử quốc tế (IAEA - International Atomic Energy Agency) thường xuyên tổ chức các lớp đào tạo và hội thảo liên quan đến thiết kế che chắn thiết bị chẩn đoán y tế sao cho nhân viên làm việc và bệnh nhân chịu một

mức liều càng thấp càng tốt nhưng vẫn đảm bảo hiệu quả chẩn đoán và lợi ích về kinh tế Các tài liệu kĩ thuật (TECDOC 1040) và các ấn phẩm về an toàn trong chẩn đoán và xạ trị (Safety Guide for Radiotherary) của IAEA nhấn mạnh các mục đích che chắn:

- Giảm liều chiếu tối đa với nhân viên y tế, bệnh nhân và dân chúng ở mức

thấp nhất có thể

- Nghiên cứu tối ưu hóa kích thước phòng X quang và điều kiện che chắn

hợp lý đảm bảo an toàn và hiệu quả kinh tế

Ở nước ta, từ “pháp lệnh năm 1996 cho đến thông tư 05/2006/BKHCN ngày

10/01/2006 v ề việc hướng dẫn thủ tục khai báo cấp giấy đăng ký, cấp giấy phép cho các h ợp đồng liên quan đến bức xạ, thông tư mới nhất-thông tư 08/2010/TT- BKHCN ngày 22/07/2010 c ủa BKHCN hướng dẫn về việc khai báo, cấp giấy phép

ti ến hành công việc bức xạ & CCNVBX”, các cơ sở bức xạ y tế nói chung hay các

phòng chụp X quang nói riêng đều phải tuân thủ theo các tiêu chuẩn về kích thước phòng X quang và điều kiện che chắn để đảm bảo an toàn bức xạ cho môi trường xung quanh, nhân viên y tế và bệnh nhân trước khi được cấp phép sử dụng

Về thực trạng sử dụng máy X quang trong chẩn đoán y tế tại thành phố Hồ Chí Minh từ năm 1996 đến nay có gần khoảng 504 cơ sở bức xạ thuộc y tế và khoảng 900 các thiết bị X quang chẩn đoán hình ảnh như CT Scanner, X quang thường quy, X quang di động, X quang chụp nha Thống kê trung bình các năm 2009-2010 [13] cho thấy có đến 53% phòng X quang tuân thủ theo quy định về kích thước phòng đã phải được cấp giấy phép Đặc biệt 100% phòng máy X quang

chụp nha không tuân thủ kích thước phòng theo quy định Một trong nhiều nguyên nhân của sự việc này là do nhiều phòng X quang được xây dựng theo tiêu chuẩn cũ, không còn thích hợp với các thiết bị chẩn đoán X quang hiện đại dạng kỹ thuật số

với liều lượng bức xạ phát ra không cao, các quy định về kích thước phòng do nhà

sản xuất cung cấp không khớp với kích thước phòng theo TCVN, ngoài ra tiêu chuẩn kích thước cho mỗi loại X quang cũng thay đổi nhiều từ năm này qua năm kia mà không có những cơ sở khoa học rõ ràng kèm theo Điều đó gây khó khăn cho

cơ quan có thẩm quyền trong việc cấp phép hoạt động cho các cơ sở X quang Thực

tế này đã đặt ra nhu cầu cần phải tính toán lại diện tích các phòng X-quang cho phù

hợp với các thiết bị mới sao cho vừa đảm bảo an toàn bức xạ rất đa dạng trong các

cơ sở bức xạ tư nhân vừa giảm được chi phí đầu tư cơ sở vật chất

Nguyên lý của việc tính toán che chắn an toàn cho X quang chẩn đoán được cho trong báo cáo của NCRP49 Dù NCRP49 đã duy trì dữ liệu về tiêu chuẩn che chắn trong nhiều năm, nhiều tác giả đã đề nghị những mô hình che chắn khác thích hợp

có thể tính toán bằng chương trình trên máy tính, có độ chính xác cao hơn và giảm

bớt tính cứng nhắc vốn có của NCRP49

Phương pháp luận trong NCRP tính toán mức liều chiếu của tia sơ cấp, tia tán

xạ và bức xạ rò rỉ từ nguồn tia X riêng lẻ, nó không cho thông tin liên quan đến sự

kết hợp của tất cả các thông lượng bức xạ khác nhau xuyên qua lớp che chắn ngoại

trừ đưa vào xấp xỉ HVL (lớp giá trị một nửa) Archer và cộng sự [21] đã chứng minh việc đưa vào cứng nhắc này dẫn tới mức liều chiếu hằng tuần của các nhân viên giảm hơn giá trị yêu cầu theo MPD (giới hạn liều cho phép cực đại) đã thiết

lập Để cải tiến phương pháp luận trong NCRP, B.R.Archer đã đưa ra phương pháp xác định bề dày thứ cấp chính xác cần cho việc đáp ứng các tiêu chí thiết kế Điều này nhằm giảm thiểu che chắn quá lớn của NCRP-49

Do đó việc tính toán liều chiếu xung quanh phòng chụp X quang để đánh giá mức độ an toàn bức xạ từ đó có những cải tiến kịp thời cơ sở trang thiết bị kỹ thuật,

đề ra những tiêu chuẩn trong thiết kế xây dựng phòng chụp X quang để vừa đảm

bảo tính an toàn và tính kinh tế là vấn đề hết sức cần thiết Đây cũng không phải là

vấn đề mới mẻ và trước đây đã có nhiều phương pháp tính toán khác nhau, riêng trong luận văn này chúng tôi sẽ sử dụng phương pháp mô phỏng Monte Carlo với chương trình MCNP để nghiên cứu vấn đề này Việc tiến hành mô phỏng sẽ cho

một kết luận chính xác trước khi thiết lập các tiêu chuẩn che chắn bức xạ cho phòng

X quang sao cho vừa đảm bảo an toàn bức xạ, vừa tiết kiệm kinh phí xây dựng

Trước đây đã có một số luận văn (đồng giáo viên hướng dẫn) thực hiện tính toán phân bố suất liều phòng chụp X quang bằng chương trình MCNP Tuy nhiên

do thiếu nhiều thông tin về cấu trúc máy X quang nên kết quả có được chưa đủ chính xác Luận văn này kế thừa và nghiên cứu sâu, rộng thành quả có được từ các

luận văn trước, trong đó nỗ lực tìm kiếm thông tin thật chi tiết đến mức có thể về

cấu tạo của máy X quang ở bệnh viện Nhi đồng I nhằm đạt được mô hình X quang chính xác hơn

Với mục đích trên nội dung luận văn được phân bổ trong 3 chương như sau: Chương 1 Cấu tạo và nguyên lý máy phát tia X: trình bày những vấn đề về

cấu tạo chi tiết máy phát tia X sử dụng trong X quang chẩn đoán y tế, sự tạo thành

và tính chất của tia X

Chương 2 An toàn bức xạ trong X quang chẩn đoán y tế: trình bày về các

hiệu ứng sinh học, các tổn thương do bức xạ ion hóa Các giới hạn liều chiếu xạ,

các tiêu chuẩn an toàn bức xạ của thế giới, TCVN6561 của Việt Nam và một số yêu cầu an toàn bức xạ đối với X quang chẩn đoán

Chương 3 Giới thiệu về phương pháp Monte Carlo, chương trình MCNP và ứng dụng chương trình vào việc mô phỏng phòng X quang tại bệnh viện Nhi đồng 1; khảo sát phổ tia X, khảo sát phân bố liều trong và ngoài phòng X quang, đánh giá

an toàn che chắn, thảo luận về những kết quả thu được

Chương 1: CẤU TẠO VÀ NGUYÊN LÝ MÁY PHÁT TIA X

1.1 Cấu tạo máy phát X quang thông thường

Một hệ thống chụp ảnh tia X thông dụng bao gồm các khối chức năng sau:

Hình 1.1 Sơ đồ khối hệ thống chụp ảnh X quang thông thường

Bàn điều khiển là nơi vận hành có thể thay đổi các thông số của tia X (điện

thế, cường độ, thời gian phát tia) Máy tạo điện thế cao là nơi cung cấp một hiệu điện thế cao cho các điện cực của ống tia X để gia tốc chùm điện tử Ống tia X là nơi tạo ra tia X bằng hiện tượng phát bức xạ hãm Hệ thống ghi ảnh có thể là một

tấm phim tia X hay một hệ thống biến hình ảnh tia X thành hình ảnh mà mắt thường

có thể nhìn thấy trên một màn hình

Dưới đây tác giả tập trung vào vấn đề phân tích cấu tạo và nguyên lý hoạt động của ống phát tia X

1.1.1 C ấu tạo ống phát tia X

Chức năng: Ống phát tia X là thiết bị chuyển đổi năng lượng điện thành hai dạng khác là năng lượng tia X và nhiệt Trong đó nhiệt tạo ra là kết quả không

mong muốn, do đó ống phát tia X được thiết kế sao cho lượng nhiệt tạo ra là ít nhất

và tiêu tán càng nhanh càng tốt

Những ống phát tia X thế hệ đầu tiên được chế tạo vào khoảng cuối thế kỉ 19

bởi William Crookes và các cộng sự được gọi là ống phát âm cực nguội Dòng điện

tử được giải phóng khi âm cực nhôm ion hóa lượng không khí ít ỏi bên trong buồng

Ống tia X (X ray tube)

chứa thủy tinh giải phóng ḍng điện electron tự do, rồi sau đó gia tốc chúng bằng nguồn cao thế (cỡ 100kV), bắn phá vào bia dương cực Platin đặt nghiêng và phát ra tia X

Năm 1913, William Coolidge đã cải tiến ống phát tia X bằng cách dùng âm

cực sợi đốt thay thế cho âm cực nguội để đạt được công suất phát cao hơn Sự thay đổi này chính là nền tảng cho sự phát triển của thế hệ ống phát tia X ngày nay

Về nguyên tắc, mọi ống tia X đều được cấu tạo từ 2 bản cực: một bản cực

âm (cathode) là một dây tóc được nung nóng bằng dòng điện để sản sinh ra các electron và một bản cực dương là nơi các electron đập vào để phát sinh ra bức xạ hãm Ống tia X được hút chân không để electron không bị mất năng lượng do va

chạm với các phân tử khí khi đi từ cathode đến anode

Hình 1.2 Những bộ phận cơ bản của một ống phát tia X thông thường [26]

Ống phát tia X hiện đại là thiết bị gồm 2 thành phần chính là âm cực

(cathode), dương cực (anode) và các bộ phận phụ: động cơ quay dương cực (Rotor

và Stator), vỏ ống, hộp chứa, dầu tản nhiệt, cổng giao tiếp…

Ống phát tia X hiện đại ít sử dụng dương cực tĩnh như trong các thế hệ của Crookes và Coolidge mà dùng dương cực quay bằng cảm ứng điện từ Như vậy, ống phát tia X hiện đại là sự kết hợp giữa âm cực nguội, dương cực quay và các kết cấu thích hợp khác Tuy nhiên, thế hệ ống phát tia X Coolidge với dương cực tĩnh vẫn

được dùng trong một số kỹ thuật X- quang khác với yêu cầu đặc thù, như X- quang nha khoa, X- quang cầm tay, tăng sáng truyền hình di động

Hình 1.3 Các bộ phận chính của ống tia X trong máy chụp X quang hiện đại [26]

1.1.1.1 Âm cực ( Cathode)

Âm cực (Cathode) là một bộ phận có chức năng cơ bản là giải phóng chùm điện tử và hội tụ chúng thành một chùm tia xác định nhắm vào dương cực (anode)

Về cấu tạo: một âm cực điển hình bao gồm hai thành phần chính là dây tóc

(s ợi filament) và chén hội tụ (focusing cup) Dây tóc làm bằng những sợi Volfram

có hình lò xo xoắn (để tăng diện tích bức xạ điện tử ) thẳng đứng được gắn chìm vào trong một chén hội tụ như hình 1.4

Vật liệu làm tim đèn thường là hợp kim Vonfram và Thorium vì Vonfram là

một kim loại nặng, dẫn nhiệt tốt và chịu được nhiệt độ cao (nhiệt độ nóng chảy cao

33700C), Thorium thường được thêm vào sợi đốt Vonfram để tăng cường hiệu suất phát xạ electron và tăng tuổi thọ tim đèn

Hình 1.4 Cấu trúc cathode của ống tia X sợi đốt Volfram nằm trong chén hội tụ [26]

Phần lớn bóng X quang hiện nay đều có 2 hệ thống chén hội tụ và 2 sợi tóc

nhằm mở rộng cho nhiều ứng dụng riêng biệt Sợi tóc lớn có kích thước 1,2mm dùng để chụp những cơ quan lớn, dày cần công suất cao, sợi tóc nhỏ có kích thước khoảng 0,6mm sử dụng cho những bộ phận nhỏ sử dụng công suất thấp Hai sợi tóc này được nung nóng bằng mạch điện với hiệu điện thế 2 đầu là 10V, dòng điện qua

sợi tóc bóng X quang thay đổi từ 3 đến 7A

Chùm electron phát ra từ cathode được gia tốc đến đập vào anode là chùm phân kỳ, nếu không có sự can thiệp thì chùm tia này sẽ đập vào anode trên diện tích

rộng, điều này sẽ làm mờ hình ảnh X quang Do đó cần thiết sử dụng bộ phận bổ sung, có chức năng hội tụ chùm electron thẳng đến anode Điện cực bổ sung có hình

dạng đặc biệt bao quanh cathode giữ vai trò này chính là chén hội tụ còn được gọi

là điện cực Wehnelt ( hình 1.4)

Điện cực này được đặt vào cùng giá trị điện thế với tim đèn và điện trường

mà nó sinh ra có tác dụng làm thay đổi các đường đẳng thế của điện trường, giới

hạn sự mở rộng chùm electron khiến chùm electron hội tụ lại trên 1 điểm đặc biệt trên anode (focal spot), chính điều này làm tăng độ nét của hình ảnh X quang

Hình 1.5 Tác dụng làm thay đổi hình dạng phân bố chùm electron của chén tội tụ

Nếu điện cực Wehnelt được thêm vào một điện thế âm chênh lệch điện thế

với tim đèn thì tác dụng càng rõ rệt, kích thước bề rộng vết tiêu càng nhỏ Chén hội

tụ làm thay đổi hình dạng phân bố chùm electron khi nó có cùng giá trị điện áp với

sợi tóc (Hình 1.5.a) Chén hội tụ được tích điện thế âm có giá trị lệch khoảng 100 V

so với sợi tóc có tác dụng giảm bề rộng chùm electron mạnh hơn (Hình 1.5.b) [26]

1.1.1.2 Dương cực (anode)

Anode là nơi tia X được tạo ra, nó là một bia hứng electron bằng kim loại có cấu trúc cứng và có mật độ phân tử cao nối với điện cực dương Anode có 2 chức năng: (1) chuyển năng lượng của electron thành bức xạ tia X và (2) làm tiêu tán lượng nhiệt tạo ra trong quá trình phát tia X, do đó vật liệu anode được chọn để đáp ứng 2 yêu cầu trên

Về cấu tạo: các ống tia X công suất bé chẳng hạn dùng trong chụp ảnh răng

có anode là một bia cố định, còn các ống tia X có công suất cao thường có anode

dạng đĩa, có thể quay quanh một trục

A Anode c ố định

Hình 1.5.b Hình 1.5.a

Bao gồm 1 gương phản xạ bằng Volfram là nơi chùm electron bắn vào để tạo

ra tia X, được gắn chặt vào một khối đồng lớn Khối đồng có vai trò nâng đỡ bia Volfram và tiêu tán nhiệt cho bia Volfram vì đồng có khả năng dẫn nhiệt tốt

Hình 1.6 Các thành phần của một ống tia X có anode cố định gồm bia Vonfram

gắn vào một khối đồng [26]

Anode thường được đặt nghiêng một góc từ 150- 200 so với mặt phẳng thẳng đứng, góc nghiêng này quyết định diện tích hội tụ của chùm electron (là phần diện tích của anode bị chùm electron bắn vào)

Nhược điểm của loại anode này là diện tích bia bị bắn phá nhỏ nên giới hạn

sự tiêu tán nhiệt và do đó giới hạn dòng cực đại qua ống và hạn chế hiệu suất phát tia

Loại bóng này dùng trong các máy X quang công suất nhỏ như máy X quang

nha, máy X quang di động, máy chiếu (fluoro)

Hình 1.7 Vết hội tụ của bóng X quang có anode cố định

kĩ thuật phức tạp

Các anode quay có hình dạng đĩa có gờ vát nghiêng một góc θ có tác dụng hướng tia X ló ra phía biên của ống phát Đường phân giác của góc vát phải nằm trong vùng ló ra của tia X, góc vát được thiết kế sao cho phù hợp với mục đích sử dụng Góc vát càng nhỏ thì độ phân giải không gian càng lớn nhưng lại làm giảm diện tích hiệu dụng của tiêu điểm và diện tích bao phủ của vùng tia X phát xạ

Hình 1.8 Hình dạng của anode xoay

Anode với góc vát nhỏ ( 70

– 90) thích hợp với các thiết bị thu nhận cỡ nhỏ như máy chup X quang động mạch, chụp dây thần kinh… Các máy X quang thường quy thông dụng yêu cầu vùng chụp lớn thì thường sử dụng anode có góc vát lớn (

120 -150) Kích thước của đĩa anode nằm trong khoảng từ 5cm – 12,5cm và kích thước này quyết định khả năng chịu nhiệt của anode [26]

V ật liệu

Khi chùm electron đập vào anode chỉ dưới 1% năng lượng của chúng chuyển hóa thành tia X, còn lại hơn 99% năng lượng của chùm điện tử được chuyển hóa thành nhiệt nên anode phải có khả năng chịu nhiệt cao Hầu hết các ống tia X đều sử dụng Volfram ( Z =74) làm vật liệu anode vì Volfram có số hiệu nguyên tử lớn, khả năng chịu nhiệt cao do có điểm nóng chảy cao, khả năng bay hơi rất thấp Trong nhiều năm Volfram tinh khiết thường được sử dụng làm vật liệu anode

Công nghệ anode quay ngày càng phức tạp Anode quay Vonfram thì được

sản xuất trên cơ sở chuẩn luyện kim bột Hạn chế của công nghệ này là sự mài mòn

bề mặt do sự nén cơ nhiệt cao

Hình 1.9 Cấu tạo anode xoay [26]

Hiệu ứng này dẫn đến sự sụt giảm nhanh chóng cường độ tia X và gây nên cái gọi là hiệu ứng mặt nghiêng Ở đây, một phần bức xạ trong những lớp sâu hơn

của anode bị hấp thụ trước khi rời khỏi anode Thêm vào đó là sự biến dạng cơ học

xảy ra có thể phá hủy anode

Trong những năm gần đây hợp kim của Volfram và Reni được sử dụng làm vật liệu bề mặt anode Việc sử dụng một hợp kim Vonfram – Reni cho phép sử dụng ống phát tia X trong khoảng thời gian dài Công nghệ nâng cao dựa trên nguyên liệu hỗn hợp Reni -Vofram-Molyden (RTM) Sơ đồ cắt ngang của anode RTM biểu diễn trong hình 1.10.a RTM anode là loại anode có bề mặt là lớp hợp kim Reni-Vonfram dày khoảng 1,3mm, tiếp theo là lớp molybdenum dày 5-11mm (một số hãng sản xuất sử dụng Graphit thay cho Molybdenum) Hợp kim Reni-Vonfram thường có tỉ lệ khối lượng tùy thuộc vào mỗi hãng sãn xuất thường là W-

Re 3%, W-Re 5%, W-Re 25%, W-Re 26% [28] Máy X quang khảo sát trong luận văn của hãng Shimadzu sử dụng loại anode RTM này

Một giải pháp tối ưu để điều khiển khả năng tích trữ nhiệt và bức xạ nhiệt có

thể đạt được trong một anode giới nội với tấm than chì (hình 1.10.b) Với anode

nhiệt, tấm RTM được hàn vào chất tải nhiệt than chì, ống được sản xuất với trọng

tải lớn hơn 3.106

J hoạt động tại công suất nhiệt trung bình 4 kW

Hình 1.10.a Mặt cắt của một anode RTM

Hình 1.10.b Mặt cắt của một anode RTM- than chì [22]

Do Volfram với nguyên tử khối lớn cho tỉ lệ bức xạ hãm cao hơn so với Molybdenum và Rhodium nên trong vậy trong X-quang vú (Mammography) anode thường làm bằng bằng các nguyên tố có nguyên tử khối nhẹ Do yêu cầu ghi nhận hình ảnh các mô dày đặc của tuyến vú cần nhiều bức xạ tia X đặc trưng Hầu hết các ống tia X sử dụng chụp nhũ ảnh có bề mặt anode được phủ Molypden là loại có khả năng tạo ra tia X có năng lượng thích hợp cho ứng dụng này Một số ống chụp nhũ ảnh có anode thứ 2 làm bằng Rhodium (Z =45), loại này tạo ra bức xạ có năng lượng cao, khả năng đâm xuyên tốt có thể sử dụng để ghi lại cấu trúc dày đặc của tuyến vú

b Vành tiêu điểm – Vùng tiêu điểm thực – Vùng tiêu điểm hiệu dụng

Không phải toàn bộ anode đều tham gia vào việc tạo ra tia X mà bức xạ chỉ

được tạo ra ở một vùng rất nhỏ trên anode Vùng này được gọi là vết tiêu ( focal

spot) có kích thước xác định bởi kích thước chùm electron từ cathode Từ đó dẫn đến các khái niệm vành tiêu điểm, vùng tiêu điểm thực và vùng tiêu điểm hiệu

dụng

Diện tích vành tiêu điểm là khái niệm mô tả phần diện tích nghiêng trên bia anode va chạm với chùm electron Vành tiêu điểm có bán kính trung bình r, chu vi trung bình 2 πr và độ rộng vành Δr, diện tích được tính theo công thức: S=2πrΔr

Như vậy, một anode quay có diện tích vành tiêu điểm lớn hơn khoảng 314 lần diện tích một vùng tiêu điểm kích thước tương ứng của anode tĩnh

Hình 1.11 Vết tiêu thực và vết tiêu hiệu dụng của anode [26]

Vùng tiêu điểm thực là vùng hình chữ nhật trên mặt vát anode mà chùm electron bắn phá, kích thước vùng này phụ thuộc vào độ dài của sợi đốt và độ rộng

của hộp điều tiêu trên cathode Trong hầu hết các ống tia X vết tiêu này có dạng hình chữ nhật, kích thước thường nằm trong khoảng từ 0,1mm đến 2 mm, kích thước của nó ảnh hưởng đến khả năng tải nhiệt của anode Vết tiêu thực càng lớn thì

khả năng tải nhiệt càng tốt và ngược lại Kích thước vết tiêu thực quyết định bởi ba

yếu tố: kích thước và hình dạng sợi tóc (filament), kích thước hình dạng của chén

hội tụ, góc nghiêng anode

Hình 1.12 Vùng tiêu điểm thực và tiêu điểm hiệu dụng

Vùng tiêu điểm thực chỉ mang ý nghĩa hình học, chúng ta quan tâm nhiều hơn đến vùng tiêu điểm hiệu dụng

Độ rộng vùng tiêu điểm hiệu dụng chính bằng độ rộng của chùm điện tử và

độ rộng vùng tiêu điểm thực Độ dài vùng tiêu điểm hiệu dụng lại phụ thuộc vào góc vát dương cực θ và độ dài vùng tiêu điểm thực, được tính theo công thức sau:

Một tấm cản quang với lỗ ngắm có đường kính cỡ µm được đặt vuông góc

và nằm giữa ống phát tia X và phim hoặc hệ thu nhận theo mô hình hình 1.13, với

d1, d2 lần lượt là khoảng cách từ lỗ ngắm đến anode và từ lỗ ngắm đến phim, a,b và a’, b’ lần lượt là kích thước vùng tiêu điểm hiệu dụng và kích thước ảnh trên phim

Đo đạc các kích thước d1, d2, a’, b’, ta tính được a, b qua công thức đồng dạng:

Với cùng kích thước vết tiêu thực góc nghiêng anode càng nhỏ thì kích thước

vết tiêu hiệu dụng càng nhỏ dẫn đến độ phân giải không gian tốt Tuy nhiên, góc nghiêng nhỏ lại giới hạn kích thước chùm tia X hữu dụng nên trường bao phủ chùm tia bị thu hẹp ở đầu phát tia Góc nghiêng tối ưu nhất phụ thuộc vào trang thiết bị ghi nhận hình ảnh của phòng chụp X quang Một số loại anode được thiết kế với 2 góc nghiêng tương ứng tạo ra 2 vết tiêu hiệu dụng kích thước khác nhau

Góc nghiêng anode cũng ảnh hưởng đến diện tích bao phủ của chùm bức xạ Khi giảm góc nghiêng thì diện tích bao phủ chùm tia cũng giảm ví dụ bia nghiêng

100 thì có khu vực bao phủ chùm tia hẹp hơn bia có góc nghiêng 200 tính tại cùng

một khoảng cách tính từ ống phát

Hình 1.14 Anode sử dụng hai vết tiêu lớn nhỏ [28]

Diện tích bao phủ chùm tia thường không gây ảnh hưởng đến kết quả chụp nhưng với những bia anode có góc nghiêng nhỏ thì có thể gây một số vấn đề về sự bao phủ chùm tia cần thiết lên phim Ví dụ với anode có góc nghiêng 120

và khoảng cách đặt phim là 40 inch thì diện tích bao phủ có bán kính 8 ½ inch, trong khi với anode nghiêng 100 cũng ở khoảng cách đặt phim như trên thì diện tích bao phủ chỉ

có bán kính 7 inch Rõ ràng là cả 2 bia trên đều không thể phủ hết phim có kích thước 14 x 17 tại khoảng cách 40 inch vì phim này đòi hỏi bán kính bao phủ là 11inch

Hình 1.15 Ảnh hưởng của góc nghiêng anode lên kích thước vết tiêu hiệu dụng [32]

Do vậy để xác định sự bao phủ chùm tia thích hợp ta sử dụng công thức tính bán kính che phủ như sau: tan của góc nghiêng anode nhân với khỏang cách đặt phim (FFD) bằng bán kính diện tích khu vực che phủ chùm tia (RC):

tanθ *FFD = RC (1.4)

Ví dụ: nếu góc nghiêng là 200 và FFD là 40 inch, bán kính khu vực che phủ chùm tia sẽ là 14 ½ inch vì RC = tan200

x 40 inch = 14 ½ inch

c Hiệu ứng chân (Heel effect)

Vì anode được bố trí nghiêng góc nên cường độ chùm tia X phát ra dọc theo

trục ống tia X sẽ khác nhau, tức là có sự phân bố không đồng đều dọc theo hướng song song với trục Cathode – Anode Ảnh hưởng này được gọi là hiệu ứng chân

(Heel effect) Sự khác nhau này là do bia anode hấp thụ chính photon mà nó phát ra [26] Quan sát trong hình 1.16 ta thấy các photon được giải phóng ra từ một điểm

nằm bên trong bia anode Từ hình vẽ ta thấy các photon phát ra nằm phía gần cathode có đường đi bên trong bia anode ngắn hơn các photon nằm ở phía chứa anode Quãng đường đi trong bia dài hơn khiến các photon này có khản năng bị hấp

thụ cao hơn Đó là lí do cường độ chùm tia X ở phía gần cathode mạnh hơn cường

độ chùm tia X nằm phía anode

Hình 1.16 Sự phân bố không đồng đều chùm tia X theo phương song song với trục Cathode- Anode

Hình 1.17 cho thấy tỉ lệ phần trăm cường độ bức xạ ứng với các góc phát xạ khác nhau gây ra do hiệu ứng góc nghiêng khi bia anode nghiêng góc 200

Ở đây

cần lưu ý sự ảnh hưởng của khoảng cách đặt phim lên sự thay đổi cường độ chùm tia Nếu phim X quang dùng chụp bộ phận đánh số 1 là phim 1a thì cường độ chùm tia kéo dài từ 95% đến 104%, khác biệt nhau 9% và sự khác biệt này là không đáng

kể Hay nói cách khác mật độ chùm tia khá đồng đều Nếu phim X quang chụp bộ

phận đánh số 2 sử dụng phim 2a, cường độ chùm tia sẽ kéo dài từ 31% đến 95%, khác biệt 64% và điều này là không thể chấp nhận trong kỹ thuật chụp X quang Như vậy ta có thể thấy khoảng cách đặt phim hay khu vực sử dụng chùm tia cần xem xét trong ảnh hưởng của “anode heel effect”

Hình 1.17 Ảnh hưởng của hiệu ứng chân lên khoảng cách đặt phim

1.1.1.3 V ỏ ống chân không, dầu tản nhiệt, vỏ kim loại, cửa sổ ống phát tia X

a V ỏ ống chân không

Vỏ chân không thường làm bằng thủy tinh bao bọc cathode, anode, rotor tạo thành một không gian bên trong gần như chân không, áp suất khoảng dưới 10-

5mmHg Thủy tinh làm vỏ ống thường bằng thủy tinh loại borosilicate là loại kính

chống nhiệt có ít nhất 5% oxit boron (B2O3) thường dùng làm kính hóa học đĩa chịu nhiệt do có độ bền cao, hệ số nở vì nhiệt thấp, điểm nóng chảy cao Những đặc tính trên của thủy tinh borosilicat thích hợp cho việc sử dụng làm vỏ ống chân không

Hình 1.18 Bầu thủy tinh chứa anode quay [28]

Bề dày của bầu thủy tinh nằm trong khoảng từ 1-2mm tùy theo máy của mỗi hãng, một số hãng chế tạo loại thủy tinh borisilicat có pha chì trừ phần thủy tinh ở

lối ra nhằm ngăn chùm tia X đi ra theo các hướng khác

Chức năng chính của vỏ chân không này là hỗ trợ và cách điện cho anode, cathode đồng thời để duy trì môi trường chân không bên trong ống phát tia X Sự có mặt của khí trong ống phát tia X sẽ cho phép dòng điện tử truyền qua ống một cách

tự do hơn là tạo thành chùm điện tử Điều này sẽ gây trở ngại trong việc tạo ra bức

xạ và có thể gây hư hại mạch điện Môi trường chân không còn có tác dụng ngăn cản quá trình oxy hóa các linh kiện đặt bên trong đặc biệt là dây tóc

Theo thời gian sử dụng sẽ có sự xâm nhập của các phân tử khí làm giảm độ chân không của ống, khi đó cần kiểm tra và hút chân không trong ống Dung tích vỏ phụ thuộc vào ống tia X sử dụng, vỏ chân không và những bộ phận chứa trong nó được xem như phần riêng lẻ đặt vào trong ống phát tia X, đây là phần có thời gian

sử dụng hạn chế và có thể thay thế ngay bên trong khoang chứa (tube housing) Phần lớn các ống tia X có vỏ chân không làm bằng thủy tinh, mặc dù có thể sử dụng các loại vật liệu khác như kim loại, gốm sứ

Hình 1.19 Mặt cắt ống tia X loại có anode quay của hãng Shimadzu

b D ầu tản nhiệt

Vùng không gian giữa vỏ kim loại (tube housing) và bầu thủy tinh chân

không được đổ đầy một loại dầu đặc biệt xem như vật liệu cách ly bầu thủy tinh với nguồn cao thế và tải nhiệt từ bầu thủy tinh ra bên ngoài, dầu này còn được gọi là

dầu biến áp hay dầu tản nhiệt Dầu biến áp có hai nhiệm vụ chính là:

- Chiếm chỗ không khí trong các thiết bị điện áp cao và làm nhiệm vụ cách điện, tăng độ bền cách điện lên rất nhiều

- Làm mát, tăng cường thoát nhiệt do tổn hao công suất trong dây quấn và trong lõi thép máy biến áp sinh ra

Dầu biến áp là chất lỏng dễ cháy nên nhiệt độ chớp cháy của dầu biến áp quy định không được thấp hơn +1350C Nhiệt độ đông đặc của dầu không được cao hơn

-450C Một trong những đặc tính quan trọng có nhiều ý nghĩa thực tiễn là độ bền

của dầu biến áp Trị số độ bền của dầu biến áp rất nhạy cảm với độ ẩm của dầu Độ

bền điện của dầu còn giảm nhiều hơn nếu như trong dầu có những tạp chất, nó sẽ làm cầu nối cho sự phóng điện sớm phát triển

Mặt tiếp xúc giữa lớp dầu và lớp vỏ Chì được quét một loại vật liệu đặc biệt

có nhiệm vụ giữ cho lớp Chì không bị oxi hóa

Buồng chứa dầu được bổ sung một hệ co giãn đảm bảo áp suất dầu không tăng lên khi dầu giãn nở do nhiệt Hộp chứa được tiếp mát với đất để ngăn điện tử chuyển động trong không gian chứa dầu Bảng 1.1 trình bày một số tiêu chuẩn độ

bền của dầu máy biến áp

B ảng 1.1 Tiêu chuẩn độ bền của dầu máy biến áp

Đối với thiết bị có điện áp làm

Trong quá trình sử dụng dầu biến áp bị già hóa, các tính chất của dầu bị

giảm, màu của dầu trở nên sẫm hơn do không khí lọt vào gây hiện tượng oxy hóa

dầu, sự tiếp xúc giữa dầu và một số kim loại, tác dụng của ánh sáng và cường độ từ trường cao Do vậy trong quá trình bão dưỡng máy X quang các kĩ sư sẽ kiểm tra

chất lượng dầu để thay thế, bổ sung lượng dầu phù hợp

tương đối lớn làm tiêu tán hầu hết nhiệt tạo ra trong ống Lớp chì bọc ngoài khoang chứa nhằm hấp thụ tia ló bất thường bao gồm tia X chệch hướng từ anode, tia X sinh ra khi điện tử thứ cấp va chạm với các linh kiện kim loại khác trong ống phát Bên ngoài lớp chì là lớp thép không rỉ hoặc barit có bề dày khác nhau tùy theo thiết

kế của từng hãng

d C ửa sổ ống

Chùm bức xạ tia X phát ra từ ống qua một cổng hoặc cửa sổ Góc khối của chùm bức xạ hình nón thường là 400 – 500 Cửa sổ thường được chế tạo bằng một

vật liệu hấp thụ bức xạ thấp như là các kim loại nhẹ có nguyên tử số thấp (chẳng

hạn như là beryllium) Một số loại bóng X quang còn sử dụng cửa sổ làm bằng nhựa Bakelite Ngay bên dưới cửa sổ trong vùng chùm tia hiệu dụng là một màn chắn, quá trình mở màn che chắn cho phép thay đổi được kích thước hiệu dụng của chùm tia

1.1.2 B ộ lọc tia

Bộ lọc tia X đuợc sử dụng nhằm loại bỏ những tia X năng luợng thấp và tạo chùm tia X có năng lượng đồng đều hơn Những tia X có năng lượng thấp trong phổ tia X tạo ra rất nhiều liều cho bệnh nhân nhưng không đóng góp vào tín hiệu thu

nhận Bởi vậy việc lọc bỏ những tia X này là cần thiết, do đó trong các máy X quang luôn có bộ phận lọc tia

Hình 1.20 Bộ lọc hấp thụ các photon năng lượng thấp và cho các photon năng lượng cao đi qua

Có 2 bộ phận tham gia vào việc lọc tia là bộ lọc sẵn có (inherent filter) và bộ

lọc bổ sung (additional filter) Bộ lọc sẵn có tạo nên do các vật liệu có sẵn trong

ống tia X nằm trên lối ra chùm tia có chức năng lọc tia gồm vỏ thủy tinh, dầu cao

áp, cửa sổ bakelite Mỗi hãng có tiêu chuẩn bề dày vật liệu vỏ ống khác nhau nên

“bộ lọc sẵn có” có bề dày tương đương 0,5mm-1mm Al

Bộ phận thứ hai là một tấm kép nhôm – đồng đặt sau đầu phát tia X có bề dày cực tiểu d phụ thuộc vào điện thế cực đại sử dụng trong ống phát tia X (nhưng thông thường d 2,5mm đối với điện áp từ 70kV trở lên) Bộ lọc này loại bỏ

những tia X có thể xuyên qua “bộ lọc sẵn có” nhưng năng lượng không đủ lớn để đóng góp vào việc tạo ảnh hiệu quả trên phim Bộ lọc có thể loại bỏ hiệu quả những tia X năng lượng thấp nhưng đồng thời cũng đòi hỏi công suất tia X cao hơn [11]

Hình 1.21 Phổ tia X tạo ra ở điện áp đỉnh 150 kVp đối với anode làm bằng

Vonfram

Các tia X năng lượng thấp (đường đứt nét) bị hấp thụ nhờ bộ lọc tia

Một dạng cải tiến khác là bộ lọc cánh cung, bộ lọc này có khả năng làm giảm

mạnh những bức xạ ở vùng biên mà không gây ảnh hưởng đến vùng giữa Do vậy

bộ lọc cánh cung có thể hạn chế cường độ của chùm bức xạ tán sắc xuất hiện ở vùng biên của vật thể và làm giảm liều chiếu trên bệnh nhân [11]

1.1.3 H ệ chuẩn trực đầu đèn (Collimator)

Chùm tia X đi ra từ ống phát là chùm tia phân kỳ do đó khi đến cơ thể bệnh nhân mức độ phủ của chùm tia sẽ lớn hơn giá trị cần thiết cho việc ghi nhận hình

ảnh (FOV – field of view) Điều này dẫn đến 2 vấn đề nảy sinh: thứ nhất là tăng liều

chiếu trên người bệnh không cần thiết, thứ hai là làm tăng ảnh hưởng photon tia X tán xạ Compton lên phim.[26]

Để thay đổi kích thước hình học của chùm tia người ta sử dụng hệ chuẩn trực

đầu đèn (Collimator) là bộ phận gồm nhiều tấm chì có thể trượt lên nhau dùng để

giới hạn chùm tia đặt giữa vùng phát tia và cơ thể bệnh nhân

Hình 1.22 Cấu trúc bên trong hệ chuẩn trực đầu đèn [26]

Hệ chuẩn trực của ống tia X được nối với đầu ra ống tia X nhờ một khớp xoay cho phép thay đổi vị trí của nó Một nguồn sáng khả kiến được bố trí bên trong

hệ chuẩn trực xem như một vết tiêu ảo, phát ra ảnh sáng đi đến gương phản xạ đặt nghiêng góc 450 ( hình1.22) Ánh sáng phản xạ từ gương đi ra khỏi bộ chuẩn trực và cho một trường che phủ trùng với trường che phủ của tia X Nhờ quan sát trường chiếu của ánh sáng khả kiến này ta có thể biết được kích thước trường chiếu tia X

để có những điều chỉnh thích hợp Trường chiếu tia được xác định nhờ các tấm chì

sắp xếp như hình 1.22

Thông thường có 2 hệ thống chuẩn trực đầu đèn Đặt gần đầu phát tia X hơn

là hệ chuẩn trực đầu đèn dạng cố định, có tác dụng làm giảm độ hỗn loạn của tia X

được tạo ra và giới hạn vùng chiếu hình học Hệ thống chuẩn trực thứ hai đặt ngay sau hệ thứ nhất có tác dụng làm giảm liều chiếu cho bệnh nhân được gọi là hệ chuẩn

trực dạng điều chỉnh được

Tùy theo tiêu chuẩn của mỗi hãng mà cấu trúc bề dày của các lớp chì trong

bộ chuẩn trực sẽ có sự khác nhau Máy X quang khảo sát ở bệnh viện nhi đồng sử

dụng bộ chuẩn trực loại R20-J của hãng Shimadzu có cấu tạo như hình 1.23 gồm 3

lớp chì [30]

Lớp chì phía trước ( front leaf) gồm 4 lá chì di động bề dày 3mm, nằm mặt

dưới collimator đóng vai trò chính trong việc xác định kích thước trường chiếu Lớp chì ở giữa (middle leaf) gồm 4 lá chì di động bề dày 2mm đóng vai trò loại bỏ các

bức xạ rò rĩ Lớp chì trong cùng (inner leaf) gồm 4 lá chì cố định bề dày 2mm có

vai trò làm giảm bức xạ “off focus” (bức xạ tạo ra khi electron đập vào anode ngoài

vị trí tiêu điểm) Giữa lớp chì giữa và chì trong cùng có một tấm Al (0,5mm) đóng vai trò là bộ lọc bổ sung Bên ngoài vỏ collimator có núm điều khiển để thay đổi

khỏang cách giữa các lá chì thuộc lớp chì trước và chì giữa nhằm thay đổi kích thước trường chiếu

Hình 1.23 Mặt cắt ngang bộ chuẩn trực loại R20-J của hãng Shimadzu [30]

Trong một số máy X quang hiện đại có hệ chuẩn trực tối ưu là hệ chuẩn trực

có khả năng tự động giới hạn kích thước trường chiếu nằm trong diện tích đón nhận

của detector Bộ cảm biến cơ học nằm trong giá đỡ casset chứa phim sẽ dò tìm kích