Xây dựng chương trình tính liều cho kế hoạch 3d sử dụng phương pháp clarkson

Nội dung chính của đề tài gồm: - Chương 1: Cung cấp các khái niệm cần biết khi tính liều, công thức tính liều sử dụng thuật toán Clarkson, cung cấp các điều kiện chuẩn của thiết bị khi đ

ĐẠI HỌC QUỐC GIA THÀNH PHỐ HỒ CHÍ MINH

TRƯỜNG ĐẠI HỌC KHOA HỌC TỰ NHIÊN

TP HỒ CHÍ MINH, THÁNG 6/2015

ĐẠI HỌC QUỐC GIA THÀNH PHỐ HỒ CHÍ MINH

TRƯỜNG ĐẠI HỌC KHOA HỌC TỰ NHIÊN

TP HỒ CHÍ MINH, THÁNG 6/2015

Đặc biệt em xin gửi lời tri ân sâu sắc đến ThS Cao Hữu Vinh – người thầy với tấm lòng tận tụy, đã nhiệt tình hướng dẫn, động viên, trực tiếp giúp đỡ

em trong suốt quá trình thực hiện đề tài Em cũng xin gửi lời cảm ơn chân thành

đến Ks Đặng Quang Huy và Trung tâm chuẩn đoán và điều trị ung bướu bệnh

viện 175 đã tạo điều kiện tốt nhất cũng như truyền đạt rất nhiều kinh nghiệm quý báu cho em để em có thể hoàn thành khóa luận

Em xin cảm ơn TS Hoàng Thị Kiều Trang và ThS Nguyễn Tấn Châu đã tạo điều kiện tốt nhất giúp em lựa chọn được hướng đi cho mình

Em xin cảm ơn ThS Nguyễn Hoàng Anh đã quan tâm theo sát, động viên

em trong quá trình thực hiện khóa luận

Đồng thời, em cũng xin bày tỏ lòng cảm ơn đến ThS Nguyễn Thị Cẩm Thu đã dành thời gian đọc và góp ý cho đề tài

Cảm ơn tập thể lớp 11VLHN đã luôn chia sẻ và giúp đỡ mình trong suốt quá trình học tập Cảm ơn các anh chị, các bạn, các em trong đội VNXK đã cho mình những kỉ niệm đẹp trong suốt bốn năm qua

Trên hết, con xin cảm ơn bố đã luôn động viên con trên con đường học tập, cảm ơn mẹ luôn quan tâm chăm sóc, cảm ơn cả gia đình mãi mãi là chỗ dựa tinh thần vững chắc suốt cuộc đời con

Xin trân trọng cảm ơn!

HOÀNG ANH TÙNG Thành phố Hồ Chí Minh, tháng 6 năm 2015

MỤC LỤC

LỜI CẢM ƠN

MỤC LỤC i

DANH MỤC CÁC THUẬT NGỮ VIẾT TẮT iv

DANH MỤC BẢNG vi

DANH MỤC HÌNH vii

LỜI GIỚI THIỆU 1

CHƯƠNG 1 : LÝ THUYẾT TÍNH LIỀU VÀ ĐO LIỀU 2

1 Tính liều 2

1.1 Các khái niệm cơ bản 2

1.2 Liều phần trăm theo độ sâu (PDD) 2

1.3 Tỉ số mô – phantom (TPR) 3

1.4 Hệ số tán xạ (Sc, Sp) 4

1.5 Tỉ số lệch trục (OAR) 6

1.6 Hệ số hiệu chỉnh không đồng nhất (ICF) 6

1.7 Hệ số nghịch đảo bình phương (ISF) 8

1.8 Hệ số hiệu chỉnh che chắn (BCF) 9

1.9 Tính liều và số MU bằng phương pháp Clarkson 9

2 Đo liều đối với tia photon năng lượng cao 12

2.1 Điều kiện chuẩn cho các thiết bị dùng trong đo liều 12

2.1.1 Hiệu chỉnh buồng ion hóa 12

2.1.1.1 Hiệu chỉnh áp suất, nhiệt độ và độ ẩm 13

2.1.1.2 Hiệu chỉnh việc chuẩn Electrometer 13

2.1.1.3 Hiệu chỉnh hiệu ứng phân cực 14

2.1.1.4 Hiệu chỉnh hiệu ứng tái tổ hợp 15

2.1.2 Vỏ phantom và vỏ buồng ion hóa 18

2.2 Đặc điểm của chất lượng chùm tia 19

2.2.1 Lựa chọn chất lượng chùm tia 19

2.2.2 Đo chất lượng chùm tia 19

2.3 Xác định liều hấp thụ trong nước 21

2.4 Giá trị 21

2.4.1 Chuẩn buồng ion hóa sử dụng 60Co 21

2.4.2 Chuẩn buồng theo một bộ các chất lượng chùm tia 22

2.5 Ước lượng độ bất định trong việc xác định liều hấp thụ trong nước ở điều kiện chuẩn 23

CHƯƠNG 2 : THỰC HIỆN ĐO LIỀU TRONG PHANTOM NƯỚC 25

1 Thiết bị 25

1.1 Máy gia tốc tuyến tính 25

1.2 Phantom nước 26

1.3 Electrometer (điện kế) 26

1.4 Detector 26

1.5 Giới thiệu về Treatment Planning System (TPS) tại bệnh viện 175: phần mềm XiO 27

1.6 Phần mềm Dose Calculation 28

2 Các thông số hiệu chỉnh 29

3 Xác định khoảng cách từ nguồn đến điểm chuẩn (SCD) 29

4 Lập kế hoạch 30

4.1 Kế hoạch 1 31

4.2 Kế hoạch 2 31

4.3 Kế hoạch 3 32

4.4 Kế hoạch 4 33

4.5 Kế hoạch 5 34

CHƯƠNG 3 : KẾT QUẢ VÀ BÀN LUẬN 35

1 Kết quả 35

1.1 Kế hoạch 1 35

1.2 Kế hoạch 2 36

1.3 Kế hoạch 3 36

1.4 Kế hoạch 4 37

1.5 Kế hoạch 5 38

1.6 Kết quả từ chương trình Dose Calculation và TPS 40

2 Bàn luận 41

KẾT LUẬN 44

TÀI LIỆU THAM KHẢO 46

PHỤ LỤC 47

DANH MỤC CÁC THUẬT NGỮ VIẾT TẮT

Chữ viết tắt Tiếng Anh Tiếng Việt

BCF Block Correction Factor Hệ số hiệu chỉnh che chắn

CF Calibration Factor Hệ số chuẩn

DICOM RT Digital Imaging and

Communications in Medicine – Radiotherapy

Chuẩn hình ảnh kĩ thuật số và giao tiếp dùng trong xạ trị

ICF Inhomogeneous Correction

Factor

Hệ số hiệu chỉnh không đồng nhất

ISF Inverse Square Factor Hệ số nghịch đảo bình phương

MF Mayneord Factor Hệ số Mayneord

MLC Multi Leaf Collimator Collimator đa lá

OAR Off – Axis Ratio Tỉ số lệch trục

PDD Percent Depth Dose Liều phần trăm theo độ sâu

PSDL Primary Standard Dosimetry

Laboratory

Phòng thí nghiệm đo liều chuẩn

sơ cấp SAD Source to Axis Distance Khoảng cách từ nguồn đến điểm

xét trên trục chính

Sc Collimator Scatter Factor Hệ số tán xạ Collimator

Sc,p Total Scatter Factor Hệ số tán xạ toàn phần

SCD Source to Calibrate Distance Khoảng cách từ nguồn đến điểm

chuẩn SMR Scatter – Maximum Ratio Tỉ số tán xạ - cực đại

Sp Phantom Scatter Factor Hệ số tán xạ Phantom

SSD Source to Surface Distance Khoảng cách từ nguồn đến bề

mặt

TAR Tissue – Air Ratio Tỉ số mô – không khí

Terma Total Energy Released per unit

Mass

Tổng năng lƣợng giải phóng mỗi đơn vị khối lƣợng

TMR Tissue – Maximum Ratio Tỉ số mô – cực đại

TPR Tissue – Phantom Ratio Tỉ số mô – Phantom

TPS Treatment Planning System Hệ thống lập kế hoạch

DANH MỤC BẢNG

Bảng 1.1: Các hằng số dùng tính toán ks bằng phương pháp hai điện thế trong phát

xạ xung và quét xung [3] 17

Bảng 1.2: Các điều kiện chuẩn khi đo chất lượng chùm tia photon (TPR20,10) [3] 20

Bảng 1.3: Các điều kiện chuẩn để xác định liều hấp thụ trong nước sử dụng tia photon năng lượng cao [3] 21

Bảng 1.4: Ước lượng độ bất định chuẩn tương đối của Dw,Q tại độ sâu tham chiếu trong nước khi sử dụng tia photon năng lượng cao, dựa theo phép chuẩn buồng ion hóa bằng phát xạ gamma 60Co [3] 24

Bảng 2.1: Bảng giá trị các hệ số hiệu chỉnh và các thông số liên quan 29

Bảng 2.2 Các thiết lập trong kế hoạch 1 31

Bảng 2.3: Các thiết lập trong kế hoạch 2 31

Bảng 2.4: Các thiết lập trong kế hoạch 3 32

Bảng 2.5: Các thiết lập trong kế hoạch 4 34

Bảng 2.6: Các thiết lập trong kế hoạch 5 34

Bảng 3.1: Thiết lập phép đo trong kế hoạch 1 35

Bảng 3.2: Thiết lập phép đo trong kế hoạch 2 36

Bảng 3.3: Thiết lập phép đo trong kế hoạch 3 37

Bảng 3.4: Các thiết lập trong kế hoạch 4 38

Bảng 3.5: Các thiết lập trong kế hoạch 5 39

Bảng 3.6: Kết quả tính liều trên phần mềm, TPS và kết quả đo liều 40

DANH MỤC HÌNH

Hình 1.1: Đường cong PDD của photon năng lượng 6 MV, SSD = 100 cm của máy

gia tốc tuyến tính Elekta 1 – bệnh viện 175 3

Hình 1.2: Sơ đồ thiết lập đo Percent Depth Dose [2] 3

Hình 1.3: Sơ đồ thiết lập đo Tissue – Phantom Ratio [2] 4

Hình 1.4: Sơ đồ biểu diễn các phương pháp đo Sc khác nhau: sử dụng lớp build – up (trái) hay mini – phantom (phải) [2] 5

Hình 1.5: Sơ đồ diễn tả thiết lập đo Sc,p [2] 6

Hình 1.6: Sơ đồ biểu diễn thiết lập đo OAR [2] 6

Hình 1.7: Sơ đồ diễn tả một phantom đơn giản có các lớp có mật độ khác nhau [2] 7 Hình 1.8: Minh họa việc chia trường chiếu bất bình thường thành các “múi” (phương pháp Clarkson) [2] 10

Hình 1.9: Sơ đồ bố trí thí nghiệm đo chất lượng chùm tia (TPR20,10) [3] 20

Hình 2.1: Máy gia tốc Precise Treatment System [6] 25

Hình 2.2: Phantom nước PTW MP3 – M [8] 26

Hình 2.3: Electrometer PTW UNIDOS Universal [9] 26

Hình 2.4: Detector Farmer PTW 30013[10] 27

Hình 2.5: Bản vẽ cấu tạo detector Farmer PTW 30013: a) kích thước thể tích nhạy, b) kích thước toàn bộ detector, c) kích thước của build – up cap [5] 27

Hình 2.6: Giao diện chương trình tính liều Dose Calculation version 1.0 28

Hình 2.7: Đường cong PDD của photon năng lượng 6 MV, SSD = 100 cm của máy gia tốc tuyến tính Elekta 1 – bệnh viện 175 30

Hình 2.8: Hình dạng MLC trong kế hoạch 2 32

Hình 2.9: Hình dạng MLC trong kế hoạch 3 33

Hình 2.10: Hình dạng MLC trong kế hoạch 4 33

Hình 2.11: Hình dạng MLC trong kế hoạch 5 34

Hình 3.1: Vị trí đặt detector trong kế hoạch 1 35

Hình 3.2: Vị trí đặt detector trong kế hoạch 2 36

Hình 3.3: Vị trí đặt detector trong kế hoạch 3 37

Hình 3.4: Vị trí đặt detector trong kế hoạch 4 38

Hình 3.5: Vị trí đặt detector (1) trong kế hoạch 5 39

Hình 3.6: Vị trí đặt detector (2) trong kế hoạch 5 40

Hình 3.7: So sánh sự sai lệch giữa liều thực nghiệm, liều tính bằng TPS và liều tính bằng phần mềm Dose Calculation 42

Hình 3.8: So sánh sự sai lệch giữa liều thực nghiệm, liều tính bằng TPS và liều tính bằng phần mềm Dose Calculation (sau khi loại bỏ kế hoạch 5(1)) 43

LỜI GIỚI THIỆU

Ngày nay vật lý y khoa đang dần trở thành chiếc cầu nối quan trọng giữa vật

lý và y học không chỉ ở trong nước mà còn trên toàn thế giới Vật lý y khoa đã và đang mang đến cho y học những nghiên cứu, ứng dụng khoa học kĩ thuật cần thiết

để bảo đảm tính chính xác và hiệu quả trong chuẩn đoán và điều trị Trong đó chuẩn đoán và điều trị ung thư là một trong các lĩnh vực ứng dụng vật lý hạt nhân trong y học quan trọng nhất

Nhận thức được tầm quan trọng của độ chính xác của việc tính liều và đo liều trong lĩnh vực điều trị ung thư nhưng các tài liệu tham khảo được viết bằng tiếng Việt tập trung vào hai vấn đề này còn ít, tác giả thực hiện đề tài này nhằm viết ra phần mềm tính liều Dose Calculation có độ chính xác chấp nhận được và kiểm chứng phần mềm này bằng cách so sánh với thực nghiệm, từ đó cho ra cái nhìn tổng quan cũng như cung cấp những kiến thức cần thiết và các vấn đề cơ bản về tính liều

và đo liều

Nội dung chính của đề tài gồm:

- Chương 1: Cung cấp các khái niệm cần biết khi tính liều, công thức tính liều sử dụng thuật toán Clarkson, cung cấp các điều kiện chuẩn của thiết bị khi đo liều, cách tính các hệ số hiệu chỉnh tín hiệu ghi nhận, cách xác định liều hấp thụ trong nước

- Chương 2: Giới thiệu các loại thiết bị cần thiết khi đo liều, tính các hệ số hiệu chỉnh trong thực nghiệm, xác định khoảng cách từ nguồn đến điểm chuẩn, lập các kế hoạch đo liều

- Chương 3: Kết quả đo liều thực nghiệm, tính toán trên Dose Calculation và tính toán trên TPS cũng như bàn luận về các kết quả đó

- Kết luận: Những kết luận tác giả rút ra được trong quá trình thực hiện việc tính liều và đo liều cùng với phương hướng cải thiện chương trình Dose Calculation

CHƯƠNG 1: LÝ THUYẾT TÍNH LIỀU VÀ ĐO

LIỀU

1 Tính liều

1.1 Các khái niệm cơ bản

Khi chùm tia tác động vào bệnh nhân (hoặc phantom), liều hấp thụ trong bệnh nhân sẽ thay đổi theo độ sâu Sự thay đổi này phụ thuộc vào nhiều yếu tố: năng lượng chùm tia, độ sâu, kích thước trường chiếu, khoảng cách từ nguồn, và hệ thống chuẩn trực chùm tia Do đó, việc tính liều liên quan đến những thông số đó và vài thông số khác ảnh hưởng đến phân bố liều theo độ sâu Một bước quan trọng trong hệ thống tính liều là trình bày thay đổi liều theo độ sâu dọc theo trục giữa của chùm tia Một số đại lượng được định nghĩa cho mục đích này, bao gồm liều phần trăm theo độ sâu (PDD), tỉ số mô – không khí (TAR), tỉ số mô – phantom (TPR), và trường hợp đặc biệt của TPR là tỉ số mô – cực đại (TMR) Những đại lượng này thường có được qua đo đạc trong phantom nước sử dụng những buồng ion hóa nhỏ

1.2 Liều phần trăm theo độ sâu (PDD)

PDD là phân bố liều tại trục chính theo độ sâu Với một SSD (Source to Surface Distance – khoảng cách từ nguồn đến bề mặt) cố định, liều tại mọi điểm nằm trên trục chính được chuẩn hóa theo một độ sâu cho trước, thường là độ sâu của liều hấp thụ tối đa (Dmax):

100

ref

d d

D PDD

Hình 1.1: Đường cong PDD của photon năng lượng 6 MV, SSD = 100 cm của máy

gia tốc tuyến tính Elekta 1 – bệnh viện 175

Hình 1.2: Sơ đồ thiết lập đo Percent Depth Dose [2]

1.3 Tỉ số mô – phantom (TPR)

Một phương pháp thông dụng khác để tính toán sự thay đổi của liều theo độ sâu là sử dụng tỉ số mô – phantom (TPR) TPR cũng tương tự như PDD, nhưng thay

vì cố định SDD, phương pháp này cố định khoảng cách từ nguồn đến điểm xét trên trục chính (SAD – Source to Axis Distance) Liều ở một độ sâu, tại một SAD cố định, được chuẩn hóa theo liều tại một độ sâu cho trước

100

ref

d d

D TPR

D

TPR đặc biệt hữu dụng trong tính toán MU đối với trường đồng trục, khi mà SSD có thể thay đổi nhưng SAD luôn không đổi Cũng như đường PDD, đường TPR phụ thuộc vào năng lượng chùm tia và kích thước trường chiếu Một trường hợp đặc biệt của TPR là tỉ số mô – cực đại (TMR – Tissue Maximum Ratio), trong trường hợp này liều được chuẩn hóa theo liều ở độ sâu liều cực đại Hình 1.3 cho thấy cách bố trí đo TPR

Hình 1.3: Sơ đồ thiết lập đo Tissue – Phantom Ratio [2]

1.4 Hệ số tán xạ (S c , S p )

Hệ số tán xạ Collimator (Sc) dùng để điều chỉnh hiệu ứng tán xạ bên ngoài phantom, điều này ảnh hưởng đến chùm tia ra Hiệu ứng này bao gồm sự tăng thành phần tán xạ trong tia chính phát ra từ các collimator khi mà kích thước trường chiếu tăng, do diện tích bề mặt collimator được nhìn bởi tia chính tăng lên, do sự tăng tán

xạ từ filter làm phẳng khi mà kích thước trường chiếu tăng, và do bởi tán xạ ngược

bị giảm từ bề mặt trên của collimator vào buồng MU khi kích thước trường chiếu tăng Sc đượcđo bằng cách lấy tỉ số của thông số ra trong không khí ở một trường chiếu so với trường chiếu chuẩn cho trước (như 10 x 10 cm2) Ngoài ra, hệ số này còn được đo trong mini – phantom như trong hình 1.4 Mini-phantom được đặt ở cùng độ sâu với buồng để loại bỏ tất cả hiệu ứng do sự nghèo electron gây ra

Hệ số tán xạ Phantom được dùng kèm theo hệ số tán xạ collimator, hệ số này biểu hiện sự tăng tán xạ trong phantom gây ra bởi sự tăng kích thước trường chiếu,

Sp được định nghĩa là tỉ số của liều tán xạ tại độ sâu nào đó trong một trường chiếu cho trước và liều tán xạ ở cùng độ sâu trong trường chiếu chuẩn (như 10 x 10 cm2), với cùng một độ mở collimator Để đo trực tiếp Sp, thành phần sơ cấp của chùm tia phải được loại bỏ, điều này rất khó thực hiện Thay vào đó, hệ số điều chỉnh tán xạ toàn phần (Sc,p) có thể được sử dụng Sc,p được định nghĩa là tỉ số của liều trong một trường chiếu cho trước tại một độ sâu và liều trong trường chiếu chuẩn tại cùng một điểm và cùng độ sâu, hệ số này trước đây còn được gọi là hệ số kích thước trường chiếu Thiết lập để đo Sc,p được diễn tả trong hình 1.5 Vì việc đo đạc Sc,p dễ dàng hơn và vì Sc,p chính bằng tích của Sc và Sp Sp thường được xác định bằng hệ thức:

,

c p p c

S S S

Hình 1.4: Sơ đồ biểu diễn các phương pháp đo Sc khác nhau: sử dụng lớp build –

up (trái) hay mini – phantom (phải) [2]

Hình 1.5: Sơ đồ diễn tả thiết lập đo Sc,p [2]

1.5 Tỉ số lệch trục (OAR)

Tỉ số Off Axis được dùng để xác định sự thay đổi liều tại điểm không nằm trên trục chính, như trong hình 1.6, và được tính bằng cách lấy tỉ số giữa liều tại điểm cách trục chính một khoảng x, và liều tại trục chính ở cùng độ sâu:

0

x

D OAR

D

Hình 1.6: Sơ đồ biểu diễn thiết lập đo OAR [2]

1.6 Hệ số hiệu chỉnh không đồng nhất (ICF)

Trong tính toán MU, TPR/PDD và các hệ số khác được sử dụng với giả thiết rằng điểm tính toán đang ở trong một môi trường hoàn toàn đồng nhất Trong

trường hợp như trong hình 1.7, điểm tính toán nằm trong hay sau một vùng không đồng nhất như mô xương hay phổi, sự suy giảm của chùm sơ cấp và liều tán xạ tại điểm tính toán sẽ không giống như trong phantom đồng nhất Hai phương pháp thường được sử dụng để hiệu chỉnh hiệu ứng không đồng nhất trong tính MU là

“phương pháp quãng chạy tương đương” (Equivalent Path Length Method) và

“phương pháp lũy thừa Batho” (Batho Power Law Method)

Hình 1.7: Sơ đồ diễn tả một phantom đơn giản có các lớp có mật độ khác nhau [2]

- Phương pháp quãng chạy tương đương tính toán một quãng chạy mới,

dequiv, dựa trên mật độ các cấu trúc giữa bề mặt phantom và điểm đo

Phương pháp hiệu chỉnh quãng chạy tương đương gốc sử dụng một tỉ số của

dữ liệu liều phần trăm vô hạn Với việc sử dụng dữ liệu liều phần trăm chuẩn, hệ số hiệu chỉnh không đồng nhất được cho bởi:

2,

.,

phys phys

- Phương pháp lũy thừa Batho, được đưa ra bởi Batho và sau đó được chỉnh sửa thành dạng tổng quát hơn bởi Sontag và Cunningham, sử dụng phương trình sau:

TPR d r ICF

1.7 Hệ số nghịch đảo bình phương (ISF)

- Trong tính toán sử dụng PDD sử dụng SSD không chuẩn, sự thay đổi nghịch đảo bình phương trong thông lượng tại điểm hiệu chỉnh được thể hiện qua một hệ số SSD:

2

ref ref calc ref

SAD

Với SCD là khoảng cách từ nguồn đến điểm chuẩn, và SAD là khoảng cách

từ nguồn đến điểm isocenter Sự thay đổi điều kiện tán xạ trong điểm tính toán được xét đến thông qua hệ số tán xạ phantom đối với trường chiếu tại SAD mới Không

bị ảnh hưởng bởi cả sự suy giảm theo độ sâu và khoảng cách so với nguồn như PDD, TPR chủ yếu bị ảnh hưởng bởi sự suy giảm theo độ sâu và gần như độc lập với khoảng cách từ nguồn và do đó không cần phải hiệu chỉnh

1.8 Hệ số hiệu chỉnh che chắn (BCF)

Khi block hay collimator đa lá (MLC) được sử dụng để tạo trường chiếu có hình dạng bất kì, phải có hiệu chỉnh trong tính toán MU cho sự sai khác trong TPR (hay PDD) và hệ số tán xạ phantom giữa trường chiếu bất kì và trường vuông mà

dữ liệu được hệ thống hay được đo Phương pháp đơn giản nhất để hiệu chỉnh là phương pháp che chắn tỉ lệ (Percentage Blocked Method) Trong phương pháp này, phần tia không bị che chắn được tính toán, và được dùng để xác định hình vuông tương đương đại diện cho phần diện tích bị che chắn (rblocked) Hệ số BCF được cho bởi phương trình:

p blocked blocked

open p open

TPR d r BCF

Phương pháp này không quan tâm đến hình dạng của block và giả sử rằng TPR và Sp sẽ giống nhau giữa trường chiếu bất kì và trường chiếu hình vuông kích thước tương đương

1.9 Tính liều và số MU bằng phương pháp Clarkson

Monitor unit được tính bằng cách sử dụng một trong hai phương pháp thông dụng: phương pháp SSD hay phương pháp SAD Phương trình (12) cho ta công thức tính liều nhận được cho phương pháp cố định SSD:

Liều nhận được/MU = CFPDD S c S pOAR ICF BCF SSDF MF  (12) Với phương pháp đồng tâm ta sử dụng công thức:

Liều nhận được/MU = CF TPR S  c S pOAR ICF BCFISF (13)

Dẫn đến công thức tính MU cho cả hai phương pháp:

(14) Với liều chỉ định là liều xạ mà khối u hoặc điểm đang xét cần nhận được, liều chỉ định và liều nhận được thường ở đơn vị cGy, CF là hệ số chuẩn [liều (tính theo cGy) trên mỗi MU ở điều kiện chuẩn (độ sâu, kích thước trường chiếu và SSD chuẩn)], PDD là liều phần trăm theo độ sâu, TPR là tỉ số mô – phantom, Sc là hệ số tán xạ collimator, Sp là hệ số tán xạ phantom, OAR là tỉ số lệch trục, ICF là hệ số hiệu chỉnh không đồng nhất, BCF là hệ số hiệu chỉnh che chắn, SSDF là hệ số SSD,

MF là hệ số Mayneord, và ISF là hệ số bình phương nghịch đảo Hệ số 100 được thêm vào khi PDD và TPR được cho dưới dạng phần trăm

Hình 1.8: Minh họa việc chia trường chiếu bất bình thường thành các “múi”

(phương pháp Clarkson) [2]

Ngoài ra còn có một phương pháp khác để tính MU, phương pháp này không

sử dụng hệ số BCF để hiệu chỉnh che chắn, được đưa ra bởi Clarkson và sau đó được chỉnh sửa bởi Cunningham Phương pháp Clarkson dựa trên nguyên lý thành phần tán xạ của liều tại một điểm sẽ phụ thuộc vào hình dạng và kích thước trường chiếu và có thể tính toán độc lập với thành phần sơ cấp, là thành phần không phụ

Q

A

B

C

thuộc vào hình dạng và kích thước trường chiếu Như trong hình 1.8, các đường liều được vẽ trên mặt phẳng trường chiếu từ điểm tính toán đến cạnh trường chiếu Các đường liều này chia trường chiếu thành các “múi”, mỗi phần đặc trưng bởi bán kích

và góc của nó Ví dụ, nếu trường chiếu được chia thành 36 phần, mỗi phần 10 độ, thì mỗi phần sẽ thể hiện 1/36 lượng tán xạ của nguyên trường chiếu có cùng bán kính và có tâm tại điểm cần tính Do đó, bằng cách sử dụng bảng SMR (tỉ số tán xạ

- cực đại) cho trường chiếu tròn, ta có giá trị SMR cho mỗi phần và khi lấy trung bình sẽ được SMR trung bình cho cả trường chiếu ( )̅̅̅̅̅̅̅̅̅

̅̅̅̅̅̅ sẽ được chuyển thành TMR trung bình ( ̅̅̅̅̅̅) bằng phương trình:

Do đó trong phương pháp Clarkson, các hệ số BCF, OAR và TPR trong công thức (13) được thay thế bằng hệ số TMR , liều cho mỗi MU và số MU lần lượt

được tính bằng công thức (19) và (20):

Liều nhận được/MU = CF TMR S  c S pICFISF (19)

(20)

2 Đo liều đối với tia photon năng lượng cao

Phần này sẽ cung cấp cách chuẩn tia khi đo liều trong lâm sàng sử dụng tia photon năng lượng cao, và các đề nghị cho phép đo liều liên quan Việc chuẩn tia dựa trên các hệ số chuẩn trong liều hấp thụ trong nước đối với một thiết bị

đo liều sử dụng tia chuẩn có chất lượng Q0 Các quy chuẩn này sử dụng cho các tia photon có khoảng năng lượng 1 đến 50 MeV

Đối với tia photon, chất lượng chùm tia chuẩn Q0 thông dụng nhất là tia gamma 60Co bởi đây là chất lượng duy nhất có sẵn trong hầu hết các phòng thí nghiệm tiêu chuẩn Các chất lượng chùm tia khác cũng có thể sử dụng quy trình này bằng cách chuẩn hóa về của 60Co Tỉ số của và cho cách xác định giá trị bằng thực nghiệm Nếu có thể, giá trị đo trực tiếp của

đối với từng buồng ion cụ thể sẽ là lựa chọn hàng đầu; một lựa chọn khác là

sử dụng các giá trị tính toán của đối với từng loại buồng ion hóa được nêu trong quy trình này

2.1 Điều kiện chuẩn cho các thiết bị dùng trong đo liều

2.1.1 Hiệu chỉnh buồng ion hóa

Chỉ loại buồng ion hóa hình trụ được đề nghị trong đo liều chuẩn sử dụng tia photon năng lượng cao Buồng ion hóa bản mặt song song chỉ có thể được sử dụng

để đo liều tương đối, chỉ khi loại buồng này được chuẩn trong cùng một chất lượng tia với tia sử dụng thì mới có thể sử dụng để đo liều trong điều kiện chuẩn Khi giá trị tính toán của kQ được sử dụng, sự thiếu hụt hệ số hiệu chỉnh tường pwall đối với buồng ion bản mặt song song dùng tia photon năng lượng cao làm cho loại buồng này không phù hợp Đối với tia photon năng lượng cao, điểm tham chiếu của buồng hình trụ dùng để chuẩn trong phòng thí nghiệm tiêu chuẩn và để đo trong điều kiện chuẩn nằm trên trục của buồng ở ngay giữa thể tích vùng trống Đối với buồng bản mặt song song, điểm tham chiếu nằm ở tâm bề mặt trong của cửa sổ vào

Hệ số chuẩn cho buồng ion hóa chỉ có ý nghĩa khi buồng được chuẩn hóa theo điều kiện tiêu chuẩn Khi sử dụng buồng ion hóa ở điều kiện không chuẩn ta phải sử dụng các hệ số hiệu chỉnh thích hợp

2.1.1.1 Hiệu chỉnh áp suất, nhiệt độ và độ ẩm

Do phần khí bên trong các buồng ion hóa dùng trong xạ trị thường thông với không khí bên ngoài, khối lượng không khí trong thể tích rỗng sẽ phụ thuộc vào dao động không khí Hệ số kTP được sử dụng để chuyển khối lượng không khí đó về điều kiện chuẩn

Không cần phải hiệu chỉnh độ ẩm nếu hệ số chuẩn được thiết lập ở độ ẩm tương đối 50% và được sử dụng trong độ ẩm tương đối từ 20% đến 80% Nếu hệ số chuẩn được thiết lập ở không khí khô, cần phải có hệ số hiệu chỉnh; đối với 60Co, hệ

số kh này vào khoảng 0,997

2.1.1.2 Hiệu chỉnh việc chuẩn Electrometer

Khi buồng ion hóa và electrometer được chuẩn riêng biệt, mỗi thiết bị sẽ có một hệ số chuẩn riêng Thông thường, hệ số chuẩn ND,w của buồng ion hóa được cho ở đơn vị Gy/nC và hệ số kelec của electrometer có đơn vị nC/rdg hoặc không có đơn vị nếu giá trị electrometer được đọc theo điện tích

Nếu buồng ion hóa và electrometer được chuẩn cùng nhau, thì hệ số chuẩn tổng hợp ND,w thường sẽ ở đơn vị Gy/rdg hay Gy/nC và không cần sử dụng hệ số

kelec

2.1.1.3 Hiệu chỉnh hiệu ứng phân cực

Ảnh hưởng khi sử dụng các điện thế trái cực lên tín hiệu ghi nhận (reading) cần phải được giám sát thường xuyên Đối với hầu hết các loại buồng ion hóa, hiệu ứng này sẽ bị triệt tiêu khi sử dụng chùm photon, tuy nhiên hiệu ứng này cần được lưu ý trong trường hợp sử dụng các buồng ion hóa có cửa sổ rất mỏng cho tia X năng lượng thấp Trong chùm tia hạt mang điện, cụ thể là electron, hiệu ứng này rất

rõ rệt

Khi một buồng ion hóa được sử dụng trong một chùm tia tạo ra hiệu ứng phân cực có thể đo được, reading thực là giá trị trung bình của các trị tuyệt đối ghi nhận được ở hai cực Trong sử dụng lâm sàng, chỉ cần một giá trị điện thế Tuy nhiên, ảnh hưởng do sử dụng các điện thế trái cực trong mỗi chất lượng tia Q lên reading có thể được hiệu chỉnh qua hệ số

Với và lần lượt là reading trên electrometer ở điện cực dương và âm,

và M là reading trên electrometer ở cực dùng trong lâm sàng (dương hoặc âm) Reading và cần phải được ghi nhận cẩn thận, cần đảm bảo reading phải ổn định mỗi khi đổi điện cực (một số buồng ion cần 20 phút để ổn định) Để tối thiểu hóa ảnh hưởng của sự biến thiên trong output của các máy phát phóng xạ (máy gia tốc lâm sàng, máy xạ tia X,…), thường các chỉ số sẽ được chuẩn theo một bộ thiết

bị quan trắc độc lập Lý tưởng nhất, bộ quan trắc này nên được đặt xấp xỉ độ sâu đo, nhưng cách tâm buồng ion hóa 3 – 4 cm theo trục chính trong mặt phẳng tia

Khi buồng ion hóa được chuẩn, phòng thí nghiệm hay người sử dụng sẽ quyết định điện thế và cực sử dụng lâm sàng của buồng ion hóa Việc chuẩn hóa nên được thực hiện tại điện thế này (và cực này, nếu chỉ sử dụng một cực để chuẩn)

Khi phòng thí nghiệm chuẩn đã hiệu chỉnh hiệu ứng phân cực, người sử dụng phải áp dụng hệ số kpol vào tất cả các phép đo sử dụng phân cực Khi phòng thí nghiệm không hiệu chỉnh hiệu ứng phân cực, những biện pháp xử lý hiệu ứng phân cực phụ thuộc vào cơ sở vật chất hiện có, và vào chất lượng chùm tia cần đo:

- Nếu chất lượng chùm tia của người sử dụng trùng với chất lượng chuẩn và buồng ion hóa được dùng ở cùng điện thế phân cực và cùng một cực, thì kpol sẽ có cùng giá trị trong cả hai trường hợp và người dùng không được áp dụng hiệu chỉnh phân cực cho tia đó Nếu không thể sử dụng cùng điện thế phân cực thì hiệu ứng phân cực sẽ không giống nhau Nhưng sự sai khác này sẽ khá nhỏ và được tính chung vào độ bất định

- Nếu chất lượng chùm tia của người sử dụng không giống với chất lượng chuẩn, nhưng có thể tái tạo chất lượng chuẩn, thì hệ số hiệu chỉnh phân cực

mà trong lúc chuẩn không được áp dụng phải được tính sử dụng phương trình (22) và phải sử dụng điện thế phân cực và cực như sử dụng trong phòng thí nghiệm chuẩn Do hiệu ứng phân cực trong chất lượng chùm tia của người sử dụng,

kpol, cũng phải được tính từ phương trình (22) với điện thế và cực thích hợp trong lâm sàng Một cách tính hiệu chỉnh phân cực khác được đưa ra:

0

pol Q pol

pol Q

k k

2.1.1.4 Hiệu chỉnh hiệu ứng tái tổ hợp

Hiện tượng tái tổ hợp dẫn đến sai lệch khi đọc liều đòi hỏi ta phải hiệu chỉnh bằng một hệ số ks Trong tái tổ hợp có hai hiệu ứng riêng biệt xảy ra: (i) sự tái tổ hợp do các vết ion riêng lẻ, được gọi là tái tổ hợp tổng thể (hay tái tổ hợp thể tích), hiệu ứng này phụ thuộc vào mật độ ion và do đó phụ thuộc vào suất liều; và (ii) sự tái tổ hợp hình thành từ một vết ion, được gọi là tái tổ hợp khởi đầu, hiệu ứng này không phụ thuộc vào suất liều Cả hai hiệu ứng đều phụ thuộc vào hình dạng vật lý

của buồng ion hóa và điện thế áp vào Ngoại trừ trong tia ion nặng, hiện tượng tái tổ hợp khởi đầu chỉ khoảng nhỏ hơn 0,2%

Trong phát xạ theo xung, đặc biệt là trong tia quét theo xung, suất liều trong một xung tương đối cao và hiện tượng tái tổ hợp tổng thể thường rất rõ rệt Hệ số hiệu chỉnh sẽ được tính theo phương pháp hai điện thế Phương pháp này giả sử 1/M phụ thuộc tuyến tính vào 1/V và dùng các giá trị điện tích đo được trong cùng điều kiện chiếu xạ M1 và M2 lần lượt tại điện thế V1 và V2 V1 là điện thế hoạt động bình thường và V2 là điện thế nhỏ hơn; tỉ số V1/V2 nên lớn hơn bằng 3 Cần chú ý rằng, hiệu ứng phân cực sẽ thay đổi theo điện thế nên M1 và M2 phải được hiệu chỉnh phân cực Hệ số hiệu chỉnh tái tổ hợp ks ở điện thế hoạt động bình thường V1được tính:

bị quan trắc độc lập Bộ quan trắc này nên được đặt xấp xỉ độ sâu đo, nhưng cách tâm buồng ion hóa 3 – 4 cm theo trục chính trong mặt phẳng tia

Trong trường hợp ks < 1,03, việc hiệu chỉnh xấp xỉ trong khoảng 0,1% sử dụng hệ thức:

1

2 1

2

11

1

s

M M k

V V

Bảng 1.1: Các hằng số dùng tính toán ks bằng phương pháp hai điện thế trong phát

xạ xung và quét xung [3]

Có một lưu ý khi sử dụng phương pháp hai điện thế cho buồng ion hóa bản mặt song song trong tia dạng xung Trong một số buồng ion hóa loại này, giả thiết 1/M phụ thuộc tuyến tính vào 1/V không thỏa mãn trong vùng điện thế có thể sử dụng phương pháp hai điện thế Hiện tượng này có thể được giải quyết bằng cách sử dụng điện thế dùng trong xác định liều để chuẩn buồng ion hóa Mặt khác, quãng tuyến tính cuả buồng ion hóa trong tia dạng xung có thể được xác định bằng cách

đo số đếm của buồng ion hóa trong khoảng điện thế mà giá trị tối đa là giá trị mà nhà sản xuất đề nghị

Trong phát xạ liên tục, đặc biệt là tia gamma 60Co, phương pháp hai điện thế cũng có thể được áp dụng và hệ số hiệu chỉnh được tính theo hệ thức:

2 1

2 2

tổ hợp gây ra

Cần chú ý rằng trong mục đích hiệu chỉnh tái tổ hợp, chùm tia proton từ synchrotron có thời gian xung lớn và tần số lặp lại thấp có thể được coi là liên tục

Trong đo liều tương đối, như xác định phân bố theo độ sâu và đo hệ số output, hiệu chỉnh tái tổ hợp phải được đảm bảo tính chấp nhận bởi một số điều kiện Trong tia dạng xung, tái tổ hợp tổng thể chiếm ưu thế, hiệu chỉnh tái tổ hợp sẽ xấp xỉ tuyến tính với suất liều Trong tia liên tục hiệu chỉnh tái tổ hợp nhỏ và xấp xỉ hằng số

Tất cả các thảo luận trên đều giả sử rằng phòng thí nghiệm chuẩn đã áp dụng hiệu chỉnh tái tổ hợp, do đó hệ số ks chỉ hiệu chỉnh tái tổ hợp trong tia của người sử dụng Nếu phòng thí nghiệm chưa áp dụng hiệu chỉnh tái tổ hợp, hệ số hiệu chỉnh cho chất lượng tia người sử dụng Q phải được tính theo hệ số hiệu chỉnh cho chất lượng chuẩn Q0:

0

,

,

s Q s

s Q

k k k

2.1.2 Vỏ phantom và vỏ buồng ion hóa

Nước được khuyến nghị là môi trường chuẩn để đo liều hấp thụ và chất lượng chùm tia Phantom phải được mở rộng về cả bốn phía ít nhất 5 cm so với kích thước trường chiếu tại độ sâu cần đo và phải mở rộng ít nhất 5 g/cm2 bên dưới độ sâu lớn nhất khi đo

Đối với tia chiếu ngang, cửa sổ phantom cần phải được làm bằng plastic và

có độ dày twin giữa 0,2 và 0,5 cm Độ dày tương đương nước (đơn vị g/cm2) của cửa

sổ phantom phải được tính đến khi ước tính độ sâu đặt buồng ion; độ dày này là tích của twinρpl, với ρpl làmật độ khối của plastic (đơn vị g/cm3) Đối với plastic PMMA thường được sử dụng và polystyrene trong suốt, giá trị ρPMMA = 1,19 g/cm3 và

ρ 3được sử dụng để tính độ dày tương đương nước của cửa sổ

Đối với các loại buồng thấm nước, phải sử dụng lớp chống thấm nước được làm bằng PMMA không dày hơn 1,0 mm Khoảng không khí giữa thành buồng và lớp chống thấm phải đủ (0,1 – 0,3 mm) để áp suất không khí trong buồng được cân bằng Phải sử dụng cùng một lớp chống thấm nước trong quá trình chuẩn liều cho buồng và sử dụng buồng để đo liều Nếu không thể, phải sử dụng lớp chống thấm khác có cùng chất liệu và độ dày

2.2 Đặc điểm của chất lượng chùm tia

2.2.1 Lựa chọn chất lượng chùm tia

Đối với photon năng lượng cao được tạo ra từ máy gia tốc lâm sàng, chất lượng chùm tia Q được đánh giá theo tỉ số mô phantom TPR20,10 Đây là tỉ số của liều hấp thụ ở độ sâu 20 và 10 cm trong phantom nước, được đo trong điều kiện SCD cố định 100 cm và kích thước trường chiếu 10 x 10 cm2 tại mặt phẳng đo

Tính chất quan trọng nhất của hệ số chất lượng chùm tia TPR20,10 là tính độc lập trước sự nhiễm electron trong tia tới Đại lượng này còn là phép đo của hệ số suy giảm hiệu dụng dùng để diễn tả sự giảm xấp xỉ hàm mũ của đường cong liều độ sâu của photon ở độ sâu lớn hơn độ sâu liều cực đại Vì TPR20,10 là tỉ số liều, không cần phải sử dụng các hệ số hiệu chỉnh do di chuyển không gian ở hai độ sâu khi sử dụng buồng ion hình trụ Hơn nữa, TPR20,10 không bị ảnh hưởng bởi các lỗi hệ thống nhỏ khi đặt buồng tại các độ sâu trong hầu hết các các thiết lập lâm sàng, do ảnh hưởng nhỏ này tác dụng lên cả hai vị trí theo cùng một cách

Ngoài ra, còn có các chỉ số đánh giá chất lượng chùm tia khác, như liều phần trăm độ sâu tại độ sâu 10 cm và độ sâu tại 80% liều độ sâu Tuy nhiên cần phải nhấn mạnh rằng, không có chỉ số đánh giá chất lượng chùm tia nào thỏa tất cả các yêu cầu để trở thành chỉ số độc nhất để đánh giá toàn bộ quãng năng lượng được tạo ra

từ tất cả các máy gia tốc sử dụng trong bệnh viện và phòng thí nghiệm tiêu chuẩn

2.2.2 Đo chất lượng chùm tia

Thí nghiệm dùng để đo TPR20,10 được bố trí như hình 1.9 Điều kiện tiêu chuẩn khi đo chất lượng chùm tia (TPR20,10) được cho trong bảng 1.2

Hình 1.9: Sơ đồ bố trí thí nghiệm đo chất lượng chùm tia (TPR20,10) [3] Mặc dù định nghĩa của TPR20,10 là tỉ số của các liều hấp thụ, sử dụng tỉ số ion

để thay thế cũng cho ta độ chính xác chấp nhận được do sự biến đổi chậm theo độ sâu trong nước hay theo tỉ số lực cản trong không khí và giả sử hằng số nhiễu ổn định ở vùng sâu hơn độ sâu liều cực đại Sự ảnh hưởng của nhiều hiệu ứng kết hợp

ở hai độ sâu phải được khảo sát nếu những hiệu ứng này có thay đổi theo độ sâu

Bảng 1.2: Các điều kiện chuẩn khi đo chất lượng chùm tia photon (TPR20,10) [3]

Đại lượng Giá trị chuẩn hoặc đặc tính chuẩn

Chất liệu của Phantom Nước

Loại buồng ion hóa Hình trụ hay bản mặt song song

Độ sâu của điểm đo 20 g/cm2 và 10 g/cm2

Điểm tham chiếu của buồng ion hóa Đối với buồng hình trụ, điểm tham chiếu

ở trên trục chính nằm ở trung tâm thể tích vùng trống Đối với buồng bản mặt song song, điểm tham chiếu ở giữa bề mặt bên trong của cửa sổ

Vị trí đặt điểm tham chiếu Ngay tại điểm đo đối với cả hai loại

buồng ion hóa

Kích thước trường chiếu tại SCD 10 cm x 10 cm

2.3 Xác định liều hấp thụ trong nước

Điều kiện chuẩn trong việc xác định liều hấp thụ trong nước được cho trong bảng 1.3

Bảng 1.3: Các điều kiện chuẩn để xác định liều hấp thụ trong nước sử dụng tia

photon năng lượng cao [3]

Liều hấp thụ trong nước tại độ sâu chuẩn zref, chùm photon có chất lượng Q

và khi không có buồng ion hóa, được tính:

2.4 Giá trị

2.4.1 Chuẩn buồng ion hóa sử dụng 60 Co

Khi chất lượng chuẩn Q0 là 60Co, trở thành kQ và trở thành

Đại lượng Giá trị chuẩn hoặc đặc tính chuẩn

Chất liệu của Phantom Nước

Loại buồng ion hóa Hình trụ

Độ sâu của điểm đo zref Với TPR20,10 < 0,7, 10 g/cm2 (hoặc 5 g/cm2)

Giá trị tính toán của hệ số kQ phụ thuộc vào dãy giá trị Q (TPR20,10) và loại buồng ion Những giá trị này có thể được sử dụng ở các độ sâu chuẩn được cho trong phụ lục 1 Lớp vỏ PMMA dày 0,5 mm được sử dụng trong tính toán sử dụng các buồng không chống thấm nước; với lớp vỏ dày từ 1 mm trở xuống, sự thay đổi

kQ không quá 0,1 % Giá trị kQ của các chất lượng không có trong bảng có thể được suy ra bằng phương pháp nội suy

Cần phải chú ý rằng không có giá trị Q nào trong 60Co mà tất cả các giá trị kQđều bằng 1,000 Trong khi về nguyên tắc sẽ có một giá trị TPR20,10 tương ứng với một phổ 60Co tinh khiết, tín hiệu của một buồng ion hóa nào đó trong một tia gia tốc

có cùng TPR20.10 phụ thuộc vào tín hiệu năng lượng trên toàn phổ của nó, và không nhất thiết phải giống như trong 60Co

2.4.2 Chuẩn buồng theo một bộ các chất lượng chùm tia

Để chuẩn buồng ion trong các chất lượng chùm tia khác 60

Co, dữ liệu từ phòng thí nghiệm sẽ được biểu diễn dưới dạng một hệ số chuẩn duy nhất và một bộ các hệ số đo được Từ đây, giá trị của chất lượng Q có thể có được qua nội suy

Khi phòng thí nghiệm cung cấp bộ hệ số chuẩn , đầu tiên phải chuyển đổi dữ liệu thành dạng trên bằng cách chọn một chất lượng tia được phòng thí nghiệm dùng làm chất lượng chuẩn Q0 Hệ số trở thành:

0

0

, , ,

mà chỉ cần chuẩn ở giá trị chất lượng chuẩn Q0 Trong trường hợp này hệ số chuẩn

mới phải được sử dụng cùng với các giá trị đã có của và sự phụ thuộc vào chất lượng của buồng ion (giá trị ) cần phải được xác thực tại mỗi vòng

chuẩn thứ ba của buồng ion hay nếu người dùng nghi ngờ rằng buồng ion bị hư hại.Việc chuẩn buồng không nhất thiết phải được thực hiện tại phòng thí nghiệm dùng để đo giá trị

2.5 Ước lượng độ bất định trong việc xác định liều hấp thụ trong nước ở điều kiện chuẩn

Khi một thiết bị đo liều chuẩn được sử dụng để xác định liều hấp thụ trong nước, việc xác định độ bất định trong những đại lượng vật lý hay những quy trình khác nhau góp phần xác định liều có thể chia thành hai bước Bước 1 xác định các

độ bất định trong việc chuẩn ND,w của thiết bị đo liều trong phòng thí nghiệm chuẩn Bước 2 sẽ giải quyết việc chuẩn chùm tia sử dụng và bao gồm các độ bất định tương ứng với các phép đo tại điểm tham chiếu trong phantom nước Bước 2 cũng bao gồm độ bất độ của giá trị kQ Kết hợp các bình phương độ bất định trong các bước cho ta bình phương độ bất định tổng cho phép đo liều hấp thụ trong nước tại điểm tham chiếu

Ước lượng các độ bất định trong chuẩn tia photon năng lượng cao được cho trong bảng 1.4 Khi việc chuẩn các thiết bị đo liều được thực hiện sử dụng tia 60Co tại SSDL, độ bất định tổng của Dw thường được ước lượng khoảng 1,5%, tùy vào giá trị tính toán của kQ Ước lượng này thay đổi tùy thuộc vào độ bất định cung cấp bởi phòng thí nghiệm chuẩn Nếu việc chuẩn thiết bị được thực hiện tại PSDL nhưng sử dụng giá trị tính toán của kQ, độ bất định cuối cùng của Dw thường không giảm vì nó phụ thuộc rất nhiều vào độ bất định của giá trị kQ Nếu những giá trị này được đo tại PSDL, độ bất định của Dw giảm xuống còn khoảng 1,2%

Bảng 1.4: Ước lượng độ bất định chuẩn tương đối của Dw,Q tại độ sâu tham chiếu trong nước khi sử dụng tia photon năng lượng cao, dựa theo phép chuẩn buồng ion

hóa bằng phát xạ gamma 60Co [3]

Đại lượng vật lý hay quy trình Độ bất định tương đối (%) Bước 1: Chuẩn phòng thí nghiệm

Chuẩn ND,w theo chuẩn thứ cấp tại PSDL 0,5

Độ ổn định lâu dài của chuẩn thứ cấp 0,1

Chuẩn ND,w cho thiết bị đo liều của người sử dụng

theo chuẩn phòng thí nghiệm

0,4

Bước 2: tia photon năng lượng cao của người sử dụng

Độ ổn định lâu dài của thiết bị đo liều 0,3

Đọc liều MQ theo bộ kiểm tra liều 0,6

CHƯƠNG 2: THỰC HIỆN ĐO LIỀU TRONG

PHANTOM NƯỚC

Để kiểm tra độ chính xác của phần mềm, ta sẽ dùng phần mềm để tính liều của một số kế hoạch, sau đó so sánh với kết quả liều đo trong thực tế của cùng các

kế hoạch đó, các công việc chi tiết gồm:

- Xác định các hệ số hiệu chỉnh khi đo đạc

- Xác định điểm chuẩn liều (SCD – Source to Calibrate Distance)

- Lập kế hoạch sử dụng TPS của bệnh viện 175

- Tính liều trên phần mềm Dose Calculation theo kế hoạch đã lập ra

- Đo liều trong phantom nước tại điểm tính liều trên kế hoạch

1 Thiết bị

Trong luận văn này sử dụng các thiết bị của Trung tâm chuẩn đoán và điều trị ung bướu bệnh viện 175 để đo liều, bao gồm: Máy gia tốc tuyến tính Precise Treatment System, Phantom nước PTW MP3 – M, Electrometer PTW UNIDOS Universal, Detector Farmer PTW 30013, phần mềm TPS XiO

1.1 Máy gia tốc tuyến tính

Máy gia tốc được sử dụng là máy hệ Precise Treatment System dao Elekta sản xuất Đây là máy gia tốc kĩ thuật số đầu tiên của Elekta với đầy đủ các công cụ chuẩn đoán và điều trị cũng như các kĩ thuật từ đơn giản đến phức tập để bảo đảm

Hình 2.1: Máy gia tốc Precise Treatment System [6]

Điện kế được sử dụng là điện kế UNIDOS Universal của PTW Điện kế có

độ chính xác cao, độ phân giải tốt (1 fA) và vùng đo rộng, điện thế sử dụng trong khoảng từ - 400 V đến 400 V với bước nhảy 50 V Ở đây ta chọn chế độ đọc điện tích (đơn vị Coulomb) và điện thế sử dụng là 400 V

Hình 2.3: Electrometer PTW UNIDOS Universal [9]

1.4 Detector

Detector được sử dụng là detector Farmer PTW 30013 có thể tích nhạy 0,6

cm3 (đường kính 6,1 mm và chiều dài 23,6 mm), độ nhạy 0,2 nC/cGy, có khoảng bắt năng lượng photon chuẩn từ 30 kV đến 50 MV, khoảng bắt năng lượng electron

từ 10 MeV đến 45 MeV

1.5 Giới thiệu về Treatment Planning System (TPS) tại bệnh viện 175: phần

mềm XiO

XiO là phần mềm lập kế hoạch điều trị của Elekta, phần mềm này giúp đơn giản hóa việc lập kế hoạch bằng cách cung cấp một lượng lớn các công cụ để mô phỏng bệnh nhân, ghép các loại hình ảnh, cũng như so sánh các kế hoạch khác nhau

để chọn ra kế hoạch tối ưu Bên cạnh đó, XiO còn giúp việc truy cập và lưu trữ hình ảnh cùng thông tin bệnh nhân hiệu quả với việc sử dụng chuẩn DICOM RT Quan trọng hơn cả chính là khả năng tính liều tương đối chính xác cho từng kế hoạch riêng biệt của phần mềm này bởi nó cung cấp cho người dùng nhiều lựa chọn giữa

Hình 2.6: Giao diện chương trình tính liều

Dose Calculation version 1.0

các thuật toán hiện đại nhất: Clarkson cải tiến, FFT Convolution, MultiGrid Convolution, Fast Superposition và các mô hình Monte Carlo Electron

- Dose Calculation sẽ tính toán trên hình dạng trường chiếu được nhập từ file

có định dạng hình ảnh được input vào, các bảng số liệu mà phần mềm sử dụng là các file định dạng Excel Trong luận văn này, bảng số liệu input được lấy từ bảng

dữ liệu chùm tia thu thập được trên máy gia tốc của trung tâm chuẩn đoán và điều trị ung bướu bệnh viện 175

- Phần mềm có thể tính ở bất kì điểm nào trên trường chiếu Điểm tính liều của phần mềm này có thể được nhập qua tọa độ hay qua tương tác ngay trên hình dạng trường chiếu

- (hiệu chỉnh chất lượng) phụ thuộc vào TPR20,10 và loại detector sử dụng.

- là hệ số chuẩn liều hấp thụ trong nước, phụ thuộc vào loại detector Kết quả tính toán của các hệ số hiệu chỉnh và các thông số liên quan được cho trong bảng 2.1

Bảng 2.1: Bảng giá trị các hệ số hiệu chỉnh và các thông số liên quan

TPR20,10 = 0,664

= 0,9916

= 0,05351

3 Xác định khoảng cách từ nguồn đến điểm chuẩn (SCD)

Vì các bảng số liệu dùng để tính liều (PDD, TMR, …) chỉ cung cấp cho ta mối liên hệ tương đối giữa liều theo độ sâu nên việc xác định đúng SCD, tức điểm nhận được 1 cGy khi cấp 1 MU, là việc rất quan trọng trong việc tính liều

Để xác định độ sâu chuẩn, ta tiến hành đo liều sử dụng nguồn 6 MV với thiết lập: