Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân

Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân Các loại máy gia tốc và ứng dụng trong y học hạt nhân

Nguyên tắc chính trong việc gia tốc các hạt tích điện là cho các hạt này chuyển động giữa hai điện cực với hiệu điện thế U Sau khi đi qua hai điện cực này, hạt có điện tích q sẽ nhận thêm một năng lượng:

E = qU Tuy nhiên, máy tĩnh điện dựa trên nguyên tắc trên được biết đến từ lâu, nhưng điện thế chỉ đạt đến vài trăm nghìn vôn Người đầu tiên xây dựng thành công máy gia tốc tĩnh điện có điện thế trên một triệu vôn là Van De Graaf vào năm 1929

Sơ đồ loại thiết bị này được thể hiện ở hình 2.5

Thành phần cấu tạo:

Biến thế T: Dùng dể tạo điện thế

Bộ phận chỉnh lưu K: Dùng để tạo

dòng điện một chiều

Tụ C giúp cân bằng điện tích

B: Quả cầu kim loại rỗng (điện cực

điện thế cao) được nối với điện cực

điện thế thấp(đất) qua băng tải A

(băng tải được làm từ vật liệu cách

O1,O2 Qua mũi nhọn D điện tích được chuyển từ băng tải A sang quả cầu B.Các điện

O1

O2

Hình 2.6 máy gia tốc tĩnh điện loại nhỏ đường

kính 2m

này bị giới hạn bởi độ rò rỉ của điện tích từ quả cầu ra không khí

II Sơ lược các loại máy gia tốc Van De Graaf

Trên hình 2.6 là máy gia tốc tĩnh điện nhỏ đường kính 2 mét

Loại máy này có thể gia tốc hạt đến năng lượng 1,5MeV

Hình 2.7 máy gia tốc tĩnh điện

- Gồm hai quả cầu trong đó một điện

dương, một tích điện âm

- Đường kính mỗi quả cầu là khoảng

4,5m

- Điện thế giữa chúng lên đến 5 triệu

vôn

Do điện thế giữa hai quả cầu lôn nên để dụng

máy gia tốc này phải đặt ống điện tử nằm

ngang(hình 2.8)

Hình 2.8 ống điện tử nằm ngang với hai quả cầu

Thông thường, điện cực và ống được đặt bên trong một thùng chứa khí SF6 ở áp suất cao

để làm tăng sự cách điện giữa điện cực điện thế cao và trái đất

Với các máy tĩnh điện Van De Graaf tốt nhất, thế phóng điện không vượt quá chục triệu vôn và chùm ion điện tích một đơn vị có năng lượng không vượt quá 20MeV, thông thường có năng lượng 2 – 5MeV Dòng của chùm hạt khá lớn, đạt đến vài trăm µA Một sự hoàn thiện của máy gia tốc Van De Graaf là Tandem

III Máy gia tốc tandem

Trong tandem đã sử dụng hiện tượng tái tích điện(thay đổi dấu điện tích) của các ion Đối với sơ đồ loại máy này độ dài của chúng khoảng 9,5 mét có thế gia tốc hạt lên đến 2,5MeV

Chẳng hạn, các ion âm của hyđrogen H- được gia tốc theo phương đến điện cực dương có điện thế cao Tại điện cực này các ion H- tán xạ lên một bia mỏng, một số lớn các ion bị mất hai electron và trở thành proton tích điện dương H+ Các proton này lại bị điện cực dương đẩy ngược lại nghĩa là chúng bị gia tốc thêm lần nữa vả năng lượng tăng lên gấp đôi

Hiện nay đã có các máy tandem chuyển điện tích các ion 2 lần, do đó năng lượng của chúng tăng lên gấp ba

IV Ưu và khuyết điểm của máy gia tốc Van De Graaf

Hạn chế lớn nhất của máy phát tĩnh điện Van De Graaf là năng lượng chùm hạt thấp nhưng máy này có nhiều ưu điểm, trong đó ưu điểm chính là độ đơn năng rất cao của chùm hạt, có thể đạt đến 10-6 hay cao hơn nữa, và việc điều chỉnh năng lượng dể dàng Chính nhờ máy phát tĩnh điện Van De Graaf, người ta đã đo được tiết diện tán xạ proton-proton ở vùng năng lượng thấp với độ chính xác cao và ngày nay máy gia tốc này vẫn được sử dụng rộng rãi trong nghiên cứu khoa học

CHƯƠNG 2 MÁY GIA TỐC TUYẾN TÍNH VÀ KỸ THUẬT XẠ TRỊ 3D-CRT

TRONG ĐIỀU TRỊ UNG THƯ

Việc ứng dụng của tia X vào điều trị ung thư nông ngày càng phong phú Trong đó là các máy phát tia-X 150 kV và 300 kV được sử dụng rất hiệu quả lần lượt cho điều trị ung thư da và cho sự làm giảm bớt các triệu trứng tạm thời Tuy nhiên tính chất vật lý của tia này không đáp ứng được các yêu cầu điều trị các khối

u sâu bên trong Việc nghiên cứu chùm bức xạ với mức năng lượng cao hơn, đồng nghĩa với khả năng đâm xuyên lớn hơn, đã dẫn đến sự phát triển của máy xạ trị cobalt-60 Phổ chùm tia gamma phát ra từ nguồn cobalt-60 có 2 đỉnh năng lượng tại 1,17 MeV và 1,33 MeV, cho năng lượng photon trung bình khoảng 1,25 MeV, chùm bức xạ này có thể được dùng để điều trị tốt những khối u nằm gần bề mặt da Tuy nhiên tính chất vật lý của chùm tia gamma này vẫn còn có một số mặt hạn chế việc điều trị các khối u sâu bên trong như: Liều ở bề mặt tương đối lớn và điều trị kém hiệu quả với các khối u nằm sâu trong da Vì vậy người ta phải sử dụng máy gia tốc trong xạ trị ung thư và sự ra đời máy gia tốc đã tạo ra bước ngoặt lớn trong điều trị ung thư Trong chương này chúng tôi trình bày những lợi thế của máy gia tốc so với máy cobalt dẫn tới sự ra đời của máy gia tốc, sau đó đi tìm hiểu nguyên

lý cấu tạo chung của máy gia tốc Cuối cùng là trình bày về kỹ thuật xạ trị thích ứng

ba chiều (3D-CRT)

2.1 Những hạn chế của máy xạ trị cobalt trong điều trị

Máy xạ trị cobalt là loại máy sử dụng chùm bức xạ gamma phát ra do sự phân

rã của đồng vị phóng xạ 60Co để điều trị Nguồn 60Co được sản xuất có dạng đồng

xu (đường kính 2cm) được ghép lại thành hình trụ Hoạt độ ban đầu 6500 Ci Thời gian sử dụng khoảng 5 - 7 năm Nguồn 60Co phát bức xạ gamma () với hai mức năng lượng là 1,17 MeV và 1,33 MeV, năng lượng trung bình là 1,25 MeV, có thời gian bán rã 5,27 năm Các mức năng lượng của 60Co cố định làm cho việc điều trị trở nên kém linh hoạt trong việc điều trị ung thư với các vị trí khối u khác nhau Đối với

những khối u rất nông, nằm rất gần bề mằt da, khi điều trị bằng máy cobalt, liều hấp thụ cực đại nằm ở độ sâu sâu hơn vị trí của khối u

Như vậy, khi điều trị các khối u nông bằng máy cobalt thì liều không tập trung vào khối u, và ảnh hưởng lớn đến những vùng mô lành nằm sâu trong da Để khắc phục điều này, nếu điều trị bằng máy cobalt thì người ta phải sử dụng thêm một dụng cụ, gọi là dụng cụ bù trừ Dụng cụ bù trừ có tác dụng đưa vùng liều hấp thụ cực đại về gần bề mặt da hơn, như vậy sẽ tập trung được liều vào những khối u nằm rất gần bề mặt da Tuy nhiên, việc sử dụng dụng cụ bù trừ này cũng tương đối bất tiện Để khắc phục hoàn toàn những nhược điểm này, khi điều trị những khối u nông, người ta sử dụng chùm bức xạ electron Bởi vì các chùm tia electron mất năng lượng ở gần bề mặt da và cường độ chùm tia suy giảm nhanh chóng và sẽ mất hẳn ở độ sâu 5 cm Điều này khiến những vùng lành ít bị tổn thương hơn

Không chỉ không phù hợp cho những khối u rất nông, máy Co-60 cũng không thể đáp ứng được với những khối u nằm sâu trong cơ thể Ví dụ : Một khối u nằm giữa phổi, cách bề mặt da trung bình 8 cm, liều xạ của máy cobalt khi vào đến đây lại quá thấp bởi Để giúp cho việc điều trị trong trường hợp này đạt hiệu quả tốt hơn, cần phải có chùm bức xạ photon có mức năng lượng cao, để đưa vùng liều cực đại sâu hơn vào cơ thể

Như vậy, để điều trị ung thư linh hoạt với những khối u ở những vị trí khác nhau trong cơ thể đòi phải có những chùm bức xạ khác nhau như electron và photon, đồng thời với điều đó là với mỗi loại bức xạ phải có nhiều mức năng lượng Sự đa dạng và linh động này giúp cho ta có thể điều trị được tất cả các khối u ở bất cứ vị trí nào Máy gia tốc ra đời hoàn toàn có thể đáp ứng được những đòi hỏi này Ngoài

ra, sử dụng máy gia tốc trong xạ trị còn có những lợi thế nổi trội: Máy gia tốc an toàn hơn nhiều vì nó ngừng phát tia khi tắt máy, còn ở máy cobalt thì đồng vị phóng

xạ vẫn phân rã liên tục và phát tia khi không còn cần đến Máy Co-60 đòi hỏi phải thay nguồn định kỳ do phân rã phóng xạ Nguồn cũ bỏ ra cần xử lý để đảm bảo an toàn bức xạ để không gây ô nhiễm môi trường Đặc biệt suất liều bức xạ của máy gia tốc cao hơn nguồn cobalt (thường gấp 2-3 lần)

2.2 Tổng quan về máy gia tốc tuyến tính

Máy gia tốc được ứng dụng trong lâm sàng từ đầu những năm 1950, hoặc bằng các chùm electron hoặc các chùm tia X và đã trở thành thiết bị chủ yếu tại nhiều trung tâm xạ trị Về nguyên tắc, không có giới hạn trong công nghệ chế tạo máy gia tốc với năng lượng của electron, ngoại trừ bản thân cấu trúc chiều dài tăng tốc của thiết bị Giới hạn năng lượng chùm electron hiệu dụng đạt được trong thực tế lâm sàng nằm trong phạm vi từ 4-40 MeV

Hình 2.1: Máy gia tốc tuyến tính tại bệnh viện đa khoa Đồng Nai

Với mục đích ứng dụng trong lâm sàng, các loại máy gia tốc cần thiết kế sao cho thỏa mãn một số những tiêu chuẩn, yêu cầu chủ yếu như sau [2]:

- Chùm tia bức xạ phải xác định được rõ năng lượng và thay đổi được về các kích thước chùm tia

- Liều lượng bức xạ phải đồng đều bên trong chùm tia

- Liều lượng của thiết bị phát ra phải ổn định không chỉ trong giai đoạn điều trị mà phải ổn định suốt trong quá trình sử dụng

- Liều lượng bức xạ phân bố trên bệnh nhân phải được đo đạc một cách chính xác

- Chùm tia bức xạ phải điều chỉnh và thay đổi được hướng và vị trí bất kỳ trên bệnh nhân

- An toàn và ổn định về cơ khí cũng là một thông số hết sức quan trọng

2.2.1 Cấu tạo máy gia tốc tuyến tính

Các bộ phận chính là súng điện tử, nguồn phát sóng cao tầng klystron, ống gia tốc, hệ thống uốn chùm tia, bộ phận kiểm soát liều lượng và bia phát tia X

Hình 2.2: Cấu tạo máy gia tốc tuyến tính

- Cần máy đứng (gantry stand): Được thiết kế để chịu tải, mặt khác có thể chứa: Máy phát sóng, súng điện tử, và ống dẫn sóng gia tốc

- Máy phát sóng: Gồm hai thành phần chính: Nguồn phát sóng (klystron hoặc magnetron) và bộ điều chế xung Magnetron và klystron: 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 frequency control) để có thể duy trì dao động với tần số tối ưu

- Súng điện tử: Là thiết bị phát ra electron, nó gồm có hai loại chính là loại hai cực

và loại ba cực Cơ chế cung cấp nhiệt cho catốt của súng điện tử có thể là trực tiếp hoặc gián tiếp tuỳ theo nhà sản xuất

- Ống dẫn sóng gia tốc: Gồm có ống dẫn sóng và ống gia tốc dùng để truyền đẫn và tăng tốc chùm electron

- Cần máy (gantry): Chứa hệ thống truyền tải electron, đầu máy điều trị Cần máy được gắn vào cần máy đứng và có thể quay được quanh trục vuông góc với nó

- Hệ thống truyền tải electron: Để đưa electron đến đầu máy điều trị

- Đầu máy điều trị bao gồm: Bia tia - X được dùng để tạo ra chùm photon xạ trị nhờ hiệu ứng bức xạ hãm khi chùm electron (đã được gia tốc) tương tác với bia; Ống chuẩn trực (gồm có các loại: Sơ cấp, xác định hình dạng chùm bức xạ, đối xứng và độc lập) thường được cấu tạo bởi hai cặp ngàm (jaw) để tạo dạng (chuẩn trực) chùm bức xạ theo hình chữ nhật; các khối che chắn để tạo hình dạng trường chiếu thích hợp; các bộ lọc phẳng dùng để làm phẳng chùm bức xạ tạo ra tính đồng nhất;

bộ phận kiểm soát liều lượng (monitor)

- Giường bệnh: Là nơi đặt bệnh nhân và bố trí các tư thế xạ trị Nó có thể quay được quanh trục trên mặt phẳng nằm ngang và cũng có thể nâng lên, hạ xuống để tạo khoảng cách điều trị thích hợp

- Bảng điều khiển: Là thiết bị điều khiển các hoạt động của máy gia tốc như: Quay, đặt vị trí cho các ngàm trong ống chuẩn trực để định vị trường điều trị

- Nguồn cao áp: Cung cấp nguồn điện một chiều cho máy phát sóng

2.2.2 Nguyên lý hoạt động

Các electron được sinh ra do bức xạ nhiệt từ súng điện tử, được điều chế thành các xung và phùn vào ống gia tốc Đó là cấu trúc dẫn sóng mà trong đó năng lượng dùng cho electron được cung cấp từ nguồn sóng siêu cao tần (với tần số khoảng

3000 MHz – bước sóng 100 mm) Chùm electron được gia tốc có xu hướng phân kỳ

khi ra khỏi ống gia tốc và được hội tụ theo một quỹ đạo thẳng nhờ hệ thống điện trường đồng trục Sau đó chùm electron được uốn theo một góc 900

hoặc 2700. Nếu

cần sử dụng chùm tia electron thì cho electron ra trực tiếp để sử dụng, nhưng nếu sử dụng tia X thì cho chùm electron sau khi gia tốc chạm vào một bia kim loại (target) Tại đây electron bị hãm lại và phát ra tia X (theo hiệu ứng bức xạ hãm

bremstralung)

2.3 Kỹ thuật xạ trị 3D-CRT

Những tiến bộ trong công nghệ máy tính đã làm tăng khả năng quá độ từ lập

kế hoạch và thực thi kỹ thuật phân bố liều theo 2-D cho đến kỹ thuật phức tạp hơn, hiện đại hơn đó là phân bố liều theo không gian 3 chiều, phù hợp với hình dạng khối u (3D-CRT)

3D-CRT là một thuật ngữ được sử dụng để mô tả kỹ thuật phác thảo và thực hiện một kế hoạch xạ trị được dựa trên các dữ liệu từ phim CT theo ba chiều cùng các trường chiếu được tạo theo hình dạng riêng biệt phù hợp khối u

Hình 2.3: Kỹ thuật xạ trị thông thường 2D (a) và kỹ thuật xạ trị 3D-CRT (b)

Kỹ thuật xạ trị 3D-CRT là một trong các kỹ thuật xạ trị ngoài So với kỹ thuật

xạ trị thông thường 2D trước đây, các chùm tia được phát ra chỉ có dạng hình chữ nhật hoặc hình vuông, thì kỹ thuật 3D-CRT ưu việt hơn rất nhiều Với sự có mặt của các tấm che chắn chì, ống chuẩn trực đa lá MLC, chùm bức xạ phát ra có thể được điều chỉnh với hình dạng bất kỳ để có thể bao khít khối u theo từng hướng chiếu (hình 2.3b)

Mục đích của xạ trị 3D-CRT là tạo được một vùng phân bố liều hấp thụ cao tại thể tích bia và do đó giảm liều có hại cho các tổ chức lành xung quanh, qua đó sẽ làm giảm thiểu các hiệu ứng phụ hoặc biến chứng muộn, tăng xác suất kiểm soát khối u và cải thiện kết quả điều trị Để thực hiện được điều này, bệnh nhân cần phải trải qua một quá trình mô phỏng và lập kế hạch điều trị

2.3.1 Hệ thống lập kế hoạch điều trị TPS (Treatment planning system)

Mô phỏng và lập kế hoạch xạ trị thực chất là quá trình thiết kế, mô phỏng một

ca điều trị trước khi tiến hành điều trị thật Nhờ đó, các bác sỹ có thể kiểm soát được liều lượng bức xạ tới khối u, tới các tổ chức lành xung quanh của bệnh nhân, cũng như tiên lượng, đánh giá được khả năng đáp ứng của bệnh nhân trong quá trình điều trị

Cùng với sự phát triển của tin học, các hệ thống lập kế hoạch xạ trị cũng ngày càng phát triển, lập kế hoạch nhanh chóng và chính xác hơn Trong các hệ thống này, cả cơ thể bệnh nhân và máy điều trị cho bệnh nhân đó đều được mô phỏng trên phần mềm lập kế hoạch Thông tin bệnh nhân được dùng trong quá trình mô phỏng chính là tập hợp dữ liệu ảnh cắt lớp vi tính (ảnh theo chuẩn DICOM) Ảnh cắt lớp vi tính không những được sử dụng để mô tả hình dáng, tư thế người bệnh, xác định vị trí khối u, các cơ quan cần bảo vệ mà nó còn cung cấp thông tin chính xác về mật

độ vật chất (cụ thể là mật độ electron), giúp ích cho việc tính toán liều lượng bức xạ hấp thụ Việc mô phỏng máy điều trị trên phần mềm được thực hiện bằng cách tạo

ra một máy ảo có các thông số kỹ thuật giống hệt với máy điều trị thực Phổ bức xạ phát ra từ máy điều trị thực cũng được mô phỏng chính xác trên phần mềm bằng cách nhập bộ dữ liệu đo đạc thực tế Hiện nay trên Thế Giới có một số hệ thống lập

kế hoạch xạ trị như: Prowess, CMS, ADAC Pinacle…Tuy các hệ thống này có những điểm khác biệt, nhưng nhìn chung, các bước trong quá trình lập kế hoạch đều theo một quy trình

2.3.2 Quy trình thực hành lâm sàng kỹ thuật xạ trị 3D-CRT

Phần này đề cập nội dung thực hành lâm sàng của chương trình xạ trị theo CRT Có nhiều khâu kỹ thuật đòi hỏi phải thực hiện trong chương trình này Hình 2.4: Giới thiệu sơ đồ khối bao gồm các bước cơ bản của quy trình kỹ thuật 3D-CRT Nhiều chi tiết có thể khác nhau giữa các trung tâm, trong phần dưới đây chúng tôi trình bày quy trình kỹ thuật xạ trị 3D-CRT tại khoa Y học Hạt nhân, bệnh viện đa khoa Đồng Nai

3D-2.3.2.1 Đánh giá bệnh nhân và quyết định xạ trị

Bước đầu trong quy trình là đánh giá và quyết định xem bệnh nhân có thể được điều trị như thế nào Trong quá trình đánh giá tất cả các khâu chẩn đoán, xét nghiệm khác nhau được tiến hành để xác định tình trạng, cũng như giai đoạn bệnh Những yếu tố đó bao gồm chẩn đoán hình ảnh, các xét nghiệm cơ bản về sinh hóa hay những thông tin về mô bệnh để giúp xác định loại bệnh, giai đoạn bệnh cũng như mức độ xâm lấn của khối u Sau đó, tiểu ban chuyên môn đưa ra những quyết định điều trị cho bệnh nhân

Đánh giá bệnh nhân

Cố định bệnh nhân

Mô phỏng

Khoanh vùng các tổ chức chỉ định liều

Việc áp dụng kỹ thuật 3D-CRT thường kết hợp với khả năng làm giảm các mép đường biên của thể tích khối u Phương pháp cố định hiệu quả có thể làm giảm thiểu sai số đặt tư thế bệnh nhân Do đó, việc sử dụng phương tiện cố định phù hợp, tạo sự thoải mái cho bệnh nhân và thao tác cho nhân viên kỹ thuật sẽ là một yếu tố quan trọng ảnh hưởng đến toàn bộ quy trình và kết quả điều trị bệnh nhân Mỗi một

cơ sở xạ trị cần trang bị đầy đủ những phương tiện, dụng cụ cố định phù hợp cho từng vị trí, từng loại bệnh Những dụng cụ này phải dễ dàng tái tạo chính xác tư thế bệnh nhân trong quá trình điều trị

2.3.2.3 Mô phỏng

Hình 2.5: Hệ thống máy CT mô phỏng tại bệnh viện đa khoa Đồng Nai

Hệ thống mô phỏng bao gồm máy mô phỏng và hệ thống máy tính điều khiển máy mô phỏng cũng như lưu trữ và xử lý dữ liệu mô phỏng Chức năng của máy mô phỏng là thu nhận dữ liệu ảnh phục vụ cho quá trình lập kế hoạch, đồng thời nó cũng được sử dụng để mô phỏng, kiểm tra việc điều trị và che chắn được tạo ra từ

hệ thống lập kế trước khi đưa bệnh nhân vào điều trị chính thức trên máy điều trị Tại khoa Y học Hạt nhân bệnh viện đa khoa Đồng Nai, hệ thống mô phỏng là hệ thống CT-SIM gồm 2 phần chính: Máy chụp CT có độ phân giải cao cùng máy tính

đi kèm và hệ thống laser mô phỏng

Nhờ hệ thống mô phỏng CT-SIM này, việc xạ trị trở nên đơn giản và chính xác hơn rất nhiều Hệ thống laser mô phỏng được gắn trong phòng chụp CT để định

vị chính xác vị trí, tư thế và tọa độ khi chụp ảnh Kết quả mô phỏng được gửi tới phần mềm điều khiển chùm laser và hệ thống lập kế hoạch ảo VPS (virtual planning systems) Trong hệ thống VPS, bác sỹ sẽ xác định vị trí, kích thước khối u trong cơ thể người bệnh Sau đó, tọa độ tâm khối u sẽ được truyền lại về phần mềm điều khiển của hệ thống laser Phần mềm này tự động tính ra khoảng cách giữa tâm khối

u với tọa độ gốc trên ảnh CT của bệnh nhân Sau đó, nó điều khiển tự động sự dịch chuyển của giường để đưa hệ laser về tâm khối u của bệnh nhân (bệnh nhân vẫn nằm cố định trên giường CT) và kỹ thuật viên sẽ đánh dấu vị trí tâm khối u trên bệnh nhân

2.3.2.4 Ghi nhận và xử lý hình ảnh bệnh nhân

a Chụp ảnh CT

Với nhiều loại vị trí khối u khác nhau, những hình ảnh chụp CT sẽ giúp cho việc xác định chính xác các thông số như kích thước cũng như vị trí của nó Những hình ảnh được thực hiện trên CT dùng cho quá trình lập kế hoạch điều trị phải sao cho càng sát thực tế càng tốt, nghĩa là phải đầy đủ những gì sẽ dùng trên máy điều trị Chẳng hạn các dụng cụ cố định, giá đỡ chân tay, khung trợ giúp tư thế bệnh nhân, hệ thống laser định vị, phải giống hệt nhau

b Chụp cộng hưởng từ-MRI

Trong xạ trị ung thư, MRI được dùng chủ yếu trong những trường hợp cần bổ xung những thông tin giải phẫu hoặc kết hợp với các phim CT để cải thiện sự đánh giá một cách chi tiết và rõ ràng hơn tình trạng khối u, nhất là những khối u tiền liệt tuyến và khối u hệ thần kinh

Trong hệ thống VPS, dữ liệu ảnh của bệnh nhân có thể được xử lý để giúp các bác sỹ quan sát khối u cũng như vùng cần bảo vệ rõ hơn Nhờ đó, sẽ vẽ chính xác các vùng này, nâng cao độ chính xác và kết quả của quá trình lập kế hoạch Một số thao tác xử lý ảnh hay được sử dụng như: Điều chỉnh độ sáng tối của dữ liệu ảnh, điền thêm một số thông tin cá nhân khác của bệnh nhân: Tiểu sử bệnh, năm sinh,…

2.3.2.5 Khoanh vùng điều trị và vùng bảo vệ

Quá trình lập kế hoạch xạ trị dựa vào hình ảnh được xác định theo thể tích khối u và các tổ chức nguy cấp liền kề Các vùng thể tích này được vẽ theo từng lát cắt dựa trên bộ dữ liệu của phim CT Thể tích khối u thường được vẽ chu vi bằng thủ công mặc dù những hệ thống phần mềm hiện đại có khả năng phân biệt cấu trúc giải phẫu khối u Công việc này có vẻ tốn thời gian nhưng bác sỹ xạ trị sẽ yên tâm hơn về độ chính xác của nó Khi vẽ các đường biên xác định thể tích khối u và các thể tích liên quan khác, bác sỹ xạ trị và kỹ sư vật lý cần phải tính đến những xê dịch

có thể xảy ra của bệnh nhân và của một số tổ chức Sau đây là một số hướng dẫn chi tiết giúp việc xác định các thể tích này

Cần phải hết sức cẩn trọng để xác định chính xác các vùng thể tích liên quan bằng kỹ thuật xạ trị 3D-CRT Như nội dung bản báo cáo số 50 và 62 của ICRU, hình 2.6 mô tả hướng dẫn việc xác định và mô tả một số vùng thể tích cũng như các

tổ chức nguy cấp liên quan

a Thể tích khối u thô GTV (gross tumor volume): Là phạm vi biểu hiện phát triển

tại chỗ của các tế bào ác tính mà qua đó có thể nhìn thấy, sờ nắn hoặc thăm khám trực tiếp

GTV thường được xác định bằng các phương tiện chẩn đoán hình ảnh như

CT, MRI, PET , bằng những thông tin từ mô bệnh học hay giải phẫu bệnh do thăm khám trực tiếp lâm sàng

b Thể tích bia lâm sàng CTV (clinical target volume): Là thể tích mô mà trong đó

bao gồm thể tích GTV và các tổ chức ác tính biểu hiện ở mức vi thể, khó phát hiện bằng lâm sàng nhưng cần phải loại bỏ Vì vậy, thể tích này cũng phải điều trị một cách đầy đủ về liều lượng cả trong trường hợp xạ trị triệu chứng hay triệt

để

Để xác định thể tích bia lâm sàng, cần phải tạo dựng một mép đường biên với sự trải rộng vi xâm lấn của các tế bào và những vùng liên quan khác được coi

là ác tính, cần phải điều trị (nghĩa là những hạch lympho dương tính) Thông tin,

dữ liệu của những tổ chức này cung cấp bằng xét nghiệm mô bệnh học được lấy

từ một số mẫu bệnh phẩm tại vùng có nghi ngờ Vùng thể tích bia lâm sàng sau phẫu thuật, chẳng hạn khối u vú thường được tính là toàn bộ tổ chức nguyên phát được cắt bỏ (GTV) Theo kinh nghiêm, khi xác định đường biên CTV thường được mở rộng thêm 1 cm (nghĩa là CTV=GTV+1 cm)

Hình 2.6: Các vùng thể tích khác nhau cần xác định theo ICRU

c Thể tích bia nội tại ITV (internal target volume): Là một khái niệm mới được giới

thiệu trong bản báo cáo số 62 của ICRU Để bù trừ cho những thay đổi về kích thước, hình dạng và vị trí của CTV Khi xác định ITV, điều quan trọng là phải tính đến sự bất đối xứng tự nhiên và sự thay đổi của tổ chức cụ thể Chẳng hạn,

sự thay đổi về hai phía bên của tuyến tiền liệt sẽ khác với sự thay đổi trước, sau

Sự thay đổi bên trong như vậy là do bản chất sinh lý của cơ thể, không dễ kiểm soát Để khắc phục những yếu tố này, đã có nhiều công trình nghiên cứu áp dụng

kỹ thuật khống chế, kiểm soát nhịp thở hoặc sự căng đầy của bàng quang, trực tràng

d Thể tích lập kế hoạch điều trị PTV (planning target volume): Là một khái niệm

về hình học, được xác định để lựa chọn sự phân bố các chùm tia một cách thích hợp, trong đó có tính đến ảnh hưởng thực tế của những thay đổi về mặt hình học lên thể tích CTV, để đảm bảo phân bố liều lượng theo đúng yêu cầu trên đó

Để đảm bảo rằng tất cả các mô bên trong thể tích bia lâm sàng nhận được một liều lượng đã chỉ định, về nguyên tắc chiếu xạ, ta phải lập kế hoạch để chiếu

xạ một thể tích hình học lớn hơn thể tích bia lâm sàng Thể tích bia lập kế hoạch được định nghĩa là khối thể tích bao gồm thể tích bia lâm sàng với một đoạn mép bao quanh thể tích bia lâm sàng Đoạn mép này được xác định dựa vào sự di chuyển khối u trong cơ thể bệnh nhân và những sai số liên quan đến sai số của máy móc Sự di chuyển của khối u trong cơ thể bệnh nhân có thể kể đến những nguyên nhân như: Sự đập của tim, sự thở, sự chứa nước không giống nhau của bàng quang Những sai số liên quan tới máy móc có thể là do sai số của giường, của hệ laser… Tuy nhiên, để xác định được đoạn mép từ CTV tới PTV, ta không được phép cộng dồn các sai số kể trên Đoạn mép bao quanh CTV này, bất kể về hướng nào, cũng phải đủ lớn để có thể bù đắp được những sai số trên Tức là sao cho theo bất kì hướng nào, CTV luôn luôn nằm gọn trong PTV trong quá trình điều trị Trong thực tế lập kế hoạch, ta phải cố gắng lập kế hoạch sao cho tối thiểu 95% thể tích bia lập kế hoạch PTV nhận 100% liều chỉ định

e Thể tích điều trị TV (treated volume): Thể tích điều trị thường lớn hơn thể tích

bia lập kế hoạch và phụ thuộc vào kỹ thuật điều trị cụ thể Khi lập kế hoạch, ta mong muốn một thể tích đồng liều nào nó bao trọn PTV Tuy nhiên, rất khó để thể tích đồng liều đó bằng đúng thể tích PTV mà nó thường lớn hơn PTV Người

ta gọi thể tích đồng liều đó là thể tích điều trị

f Thể tích chiếu xạ IV (irradiated volume): Là vùng thể tích nhận một lượng liều

đáng kể (thường là 50% liều chỉ định) Thể tích chiếu xạ lớn hơn thể tích điều trị

và cũng phụ thuộc vào kỹ thuật xạ trị được sử dụng Với kỹ thuật xạ trị 3D-CRT, thể tích chiếu xạ giảm khi sử dụng hệ thống máy gia tốc có ống chuẩn trực đa lá (MLC) và thể tích chiếu xạ tăng khi số trường chiếu tăng

2.3.2.6 Thiết lập trường chiếu và sử dụng các thiết bị hỗ trợ

Việc thiết lập trường chiếu là lựa chọn các hướng chiếu và mức năng lượng của từng chùm tia Việc này phụ thuộc vào vị trí, kích thước khối u trong từng trường hợp cụ thể và theo kinh nghiệm của từng người Sự lựa chọn mức năng lượng của từng chùm tia phụ thuộc vào bản chất của chùm tia bức xạ Với những khối u nằm trên da hoặc ở vị trí rất nông gần bề mặt da, người ta thường sử dụng chùm tia electron Do liều lượng do chùm tia electron bỏ lại lớn nhất ở gần bề mặt

da và suy giảm rất nhanh khi đi sâu vào cơ thể bệnh nhân Với những khối u nằm sâu trong cơ thể, ta có thể sử dụng các chùm tia photon Tùy thuộc vào mức độ sâu của khối u, mà ta quyết định lựa chọn chùm tia photon năng lượng thấp hay cao Với khối u sâu hơn thì nên sử dụng chùm photon có năng lượng cao hơn

Với từng trường hợp cụ thể, số lượng chùm tia và các hướng chiếu chùm tia hoàn toàn phụ thuộc vào vị trí, kích thước khối u, cũng như kinh nghiệm của người lập kế hoạch

Song song với việc thiết lập các trường chiếu, ta phải sử dụng các thiết bị phụ trợ để tạo ra một kế hoạch tốt Để sử dụng các thiết bị phụ trợ một cách hiệu quả nhất, người lập kế hoạch cần phải hiểu rõ về bản chất của các thiết bị đó

2.3.2.7 Tính toán liều lượng và phân bố liều

Sau khi thiết lập các trường chiếu, và sử dụng các thiết bị phụ trợ cần thiết Người lập kế hoạch sẽ tiến hành tính toán liều Hiện nay, trong phần mềm Prowess panther, có hai phương pháp tính liều cho kỹ thuật xạ trị 3D-CRT Đó là: “Fast Photon” và “fast photon effective”

Sử dụng thuật toán “fast photon” để tính toán liều lượng cho những vùng điều trị là những vùng tương đối đồng nhất, hệ số mô của các vùng là tương đương nhau Trong thuật toán này không tính đến sự sai khác hệ số mô giữa các vùng điều trị Nhưng khi vùng điều trị là những vùng không đồng nhất, ví dụ như vùng ngực có nhiều không khí, hay vùng tiểu khung có nhiều xương (vì giữa mô mềm, không khí và xương, hệ số mô của chúng rất khác biệt) chúng ta sử dụng thuật toán

“fast photon effective”

2.3.2.8 Đánh giá kế hoạch

Sau khi tính toán liều lượng và xem phân bố liều, ta tiến hành đánh giá kế hoạch Đánh giá xem kế hoạch vừa thiết kế đã tốt và tối ưu chưa Khi kế hoạch này được chấp nhận thì nó sẽ được đưa vào điều trị thực tế Việc điều trị thực tế sẽ được thiết lập giống hệt như đã thiết kế trên phần mềm Nếu kế hoạch này chưa đáp ứng được các yêu cầu về phân bố liều lượng như bác sỹ đặt ra ban đầu, cần phải làm từ bước thiết lập trường chiếu và sử dụng các thiết bị phụ trợ

Hình 2.7: Đánh giá kế hoạc dựa trên lát cắt

Có hai tiêu chí được xét đến khi đánh giá kế hoạch, đó là liều lượng tới khối u

và liều lượng tới các tổ chức nguy cấp cần bảo vệ Một kế hoạch tốt là kế hoạch đảm bảo các điều kiện sau:

- Đủ liều bác sỹ chỉ định tới khối u, vùng nhận liều lớn nhất nằm trong khối u

và không vượt quá 107% liều chỉ định

- Liều tới các tổ chức nguy cấp cần bảo vệ nằm trong giới hạn liều cho phép

Để đánh giá một kế hoạch xạ trị trong phần mềm Prowess panther, ta có thể quan sát các đường đồng liều (isodose line) trên từng lát cắt (hình 2.7) và trên bản

đồ liều lượng-thể tích DVH (dose volume histogram - hình 2.8)

Hình 2.8: Đánh giá kế hoạch dựa trên biểu đồ DVH

Dựa trên lát cắt hình 2.7 ta thấy đường 95% liều bao hết toàn bộ khối u (100%), các đường liều cao tránh được tủy sống, tim, phổi Hình 2.8 mô tả liều hấp thụ trong một quá trình điều trị của khối u và các cơ quan cần bảo vệ Dựa vào hình này ta có nhận xét: Các cơ quan cần bảo vệ đều nhận liều dưới mức liều giới hạn cho phép, và khối u nhận được 95% liều chỉ định Vậy kế hoạch này đạt được yêu cầu của bác sỹ đưa ra

2.3.2.9 Tiến hành điều trị

Sau khi kế hoạch đã được chấp nhận, các thông số liên quan đến kế hoạch điều trị được chuyển sang phòng máy gia tốc thông qua hệ thống mạng LAN Hệ thống máy tính và phần mềm sẽ điều khiến máy gia tốc phát tia điều trị mỗi ngày cho bệnh nhân

Như vậy, kỹ thuật xạ trị 3D-CRT phân bố liều hấp thụ cao tại thể tích bia và giảm liều có hại cho các tổ chức lành xung quanh nhờ việc sử dụng khối che chắn chì (block) hoặc ống chuẩn trực đa lá (MLC) Hơn nữa, nhờ có các dụng cụ lọc nêm (wedge), các khối bù mô (bolus) thì phân bố liều đã được tối ưu để đạt được yêu cầu của bác sỹ đưa ra

Tuy nhiên, kỹ thuật này có một vài hạn chế như sau:

- Gây hiện tượng cháy da cho bệnh nhận

- Chi phí cho việc cắt xốp làm khuôn chì, đúc chì khá tốn kém và độc hại, nguyên hiểm

- Mất thời gian tháo lắp phụ kiện che chắn cho bệnh nhân với từng trường chiếu: Khối chì che chắn, lọc nêm

- Với những ca ung thư phức tạp, khối u có hình dạng phức tạp và nằm ngày cạnh các cơ quan nguy cấp cần bảo vệ thì với kỹ thuật 3D-CRT khó có thể đưa ra được một phân bố liều tối ưu

Để khắc phục những hạn chế trên, người ta đươc ra một kỹ thuật xạ trị mới

Đó là kỹ thuật xạ trị điều biến cường độ (IMRT) Những chương tiếp theo, chúng tôi sẽ trình bày cụ thể hơn về kỹ thuật xạ trị điều biến cường độ và ứng dụng trong lâm sàng

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]

Biểu thức xác định độ phẳng :

max min max min

I -I

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

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