Xác nhận tỉ số mô cực đại (TMR) được tính từ dữ liệu đo liều sâu phần trăm (PDD) của chùm photon năng lượng cao trên máy gia tốc elekta precise

DANH MỤC CÁC TỪ VIẾT TẮT 3D-CRT Three Dimensional Conformal Radiation Therapy Xạ trị 3D theo hình thái u BSF Back Scatter Factor Hệ số tán xạ ngược ESTRO European Society for Radiology a

-

Nguyễn Mạnh Khải

XÁC NHẬN TỈ SỐ MÔ CỰC ĐẠI (TMR) ĐƯỢC TÍNH TỪ DỮ LIỆU

ĐO LIỀU SÂU PHẦN TRĂM (PDD) CỦA CHÙM PHOTON NĂNG LƯỢNG CAO TRÊN MÁY GIA TỐC ELEKTA PRECISE

LUẬN VĂN THẠC SĨ KHOA HỌC

Hà Nội – 2018

-

Nguyễn Mạnh Khải

XÁC NHẬN TỈ SỐ MÔ CỰC ĐẠI (TMR) ĐƯỢC TÍNH TỪ DỮ LIỆU

ĐO LIỀU SÂU PHẦN TRĂM (PDD) CỦA CHÙM PHOTON NĂNG LƯỢNG CAO TRÊN MÁY GIA TỐC ELEKTA PRECISE

Chuyên ngành: Vật lý nguyên tử

Mã số: 8440130.04

LUẬN VĂN THẠC SĨ KHOA HỌC

NGƯỜI HƯỚNG DẪN KHOA HỌC:

- PGS.TS BÙI VĂN LOÁT

- PGS.TS NGUYỄN DANH THANH

Hà Nội – 2018

LỜI CAM ĐOAN

Bản luận văn này với tên gọi: “Xác nhận tỉ số mô cực đại (TMR) được tính

từ dữ liệu đo liều sâu phần trăm (PDD) của chùm Photon năng lượng cao trên máy gia tốc Elekta Precise” là công trình nghiên cứu của riêng tôi với sự hướng dẫn

khoa học của PGS TS Bùi Văn Loát, Khoa Vật lý - Trường Đại học Khoa học Tự nhiên và PGS.TS Nguyễn Danh Thanh, Trung tâm Ung bướu – Bệnh viện Quân y

103 Các nội dung, kết quả trong đề tài là trung thực và chưa công bố dưới bất kì hình thức nào

Ngoài ra, trong luận văn còn tham khảo một số tài liệu của các tác giả, cơ quan tổ chức khác đều có trích dẫn và chú thích nguồn gốc

Hà Nội, tháng 11 năm 2018

Học viên

Nguyễn Mạnh Khải

Em cũng xin bày tỏ lòng biết ơn vô hạn tới PGS.TS Nguyễn Danh Thanh, Trung tâm Ung bướu – Bệnh viện Quân y 103 người thầy đặc biệt đã giúp đỡ, động viên em trong suốt quá trình học cao học cũng như hoàn thành luận văn

Em xin gửi lời cảm ơn chân thành tới tập thể các giảng viên Khoa Vật lý, các cán bộ phòng Sau đại học và các học viên lớp cao học Vật lý 2016 - 2018 - Trường Đại học Khoa học Tự nhiên đã hỗ trợ và giúp đỡ em trong quá trình học tập và thực hiện luận văn

Em xin gửi lời cảm ơn chân thành tới Ban giám đốc Trung tâm Ung bướu – Bệnh viện Quân y 103 và các đồng nghiệp đã tạo điều kiện, giúp đỡ em trong quá trình học tập, công tác và hoàn thành luận văn này

Nhân dịp này em cũng xin được gửi lời cảm ơn chân thành tới gia đình, bạn

bè đã luôn bên em, cổ vũ, động viên, giúp đỡ em trong suốt quá trình học tập và thực hiện luận văn này

Hà Nội, tháng 11 năm 2018

Học viên

Nguyễn Mạnh Khải

MỤC LỤC

Trang

Lời cam đoan

Lời cảm ơn

Mục lục

Danh mục chữ viết tắt

Danh mục ký hiệu

Danh mục bảng

Danh mục hình

MỞ ĐẦU 1

Chương 1 3

TỔNG QUAN 3

1.1 Khái niệm, mục đích và nguyên tắc của xạ trị 3

1.2 Cơ sở ứng dụng bức xạ ion hóa điều trị xạ trị ung thư 4

1.3 Các phương pháp xạ trị, thiết bị xạ trị 6

1.3.1 Các phương pháp xạ trị 6

1.3.2 Những khái niệm cơ bản trong vật lý xạ trị ung thư 7

1.3.3 Thiết bị xạ trị và các tiến bộ trong kỹ thuật xạ trị chiếu ngoài 10

1.4 Nguyên lý cấu tạo, hoạt động máy gia tốc tuyến tính xạ trị ELEKTA 13

1.4.1 Nguyên lý cấu tạo 13

1.4.2 Nguyên lý hoạt động 17

1.5 Các thông số vật lý chùm tia trong xạ trị: 19

1.6 Các hệ số tính toán phân bố chùm tia 20

1.6.1 Liều sâu phần trăm (PDD) 20

1.6.2 Tỷ số mô-không khí (TAR) 21

1.6.3 Tỷ số mô-phantom (TPR) 22

1.6.4 Tỷ số liều lối ra 22

1.6.5 Trường vuông tương đương 23

1.6.6 Tỷ số mô cực đại (TMR) 23

1.6.7 Hệ số tán xạ phantom (Sp) 26

1.7 Hệ thống lập kế hoạch điều trị XiO 27

Chương 2 28

THIẾT BỊ VÀ PHƯƠNG PHÁP NGHIÊN CỨU 28

2.1 Thiết bị 28

2.1.1 Máy gia tốc 28

2.1.2 Hệ thống thiết bị đo 28

2.2 Phương pháp thực nghiệm 31

2.2.1 Đo PDD 32

2.2.2 Đo TMR 32

2.2.3 Xác định hệ số tán xạ phantom (Sp) 32

Chương 3 34

KẾT QUẢ VÀ BÀN LUẬN 34

3.1 Dữ liệu để bàn luận và phân tích 34

3.1.1 Kết quả đo liều sâu phần trăm (PDD) 35

3.1.2 Dữ liệu TMR đo 39

3.1.3 Dữ liệu TMR tính toán 44

KẾT LUẬN 52

TÀI LIỆU THAM KHẢO 54

PHỤ LỤC 58

DANH MỤC CÁC TỪ VIẾT TẮT

3D-CRT Three Dimensional Conformal

Radiation Therapy

Xạ trị 3D theo hình thái u

BSF Back Scatter Factor Hệ số tán xạ ngược

ESTRO European Society for Radiology and

Oncology

Hiệp hội ung thư châu Âu

HVL Half-Value Layer Bề dày hấp thụ một nửa

ICRU International Commission on Radiation

Units and Measurements

Ủy ban Quốc tế về Đo lường và đơn vị bức xạ

IGRT Image Guided Radiation Therapy Xạ trị dưới sự hướng dẫn hình ảnh IMRT Intensity Modulated Radiotherapy Xạ trị điều biến liều

LET Linear Energy Transfer Truyền năng lượng tuyến tính LINAC Linear Accelerator Máy gia tốc tuyến tính

PDD Percentage Depth Dose Liều sâu phần trăm

PET Positron Emission Tomography Ghi hình cắt lớp bằng bức xạ

positron PSF Peak Scatter Factor Hệ số tán xạ đỉnh

SAD Source to Axis Distance Khoảng cách từ nguồn đến tâm SBRT Stereotactic Body Radiation Therapy Xạ trị lập thể định vị thân

SF Scatter Factor Hệ số tán xạ

SRS Stereotactic Radiosurgery Xạ phẫu định vị

SSD Source to Surface Distance Khoảng cách từ nguồn tới bề mặt TAR Tissue Air Ratio Tỷ số mô - không khí

TMR Tissue Maximum Ratio Tỷ số mô cực đại

TPR Tissue Phantom Ratio Tỷ số mô - phantom

TPS Treatment Planning System Hệ thống lập kế hoạch xạ trị VMAT Volumetric-Modulated Arc Therapy Xạ trị quay điều biến thể tích

DANH MỤC KÝ HIỆU

µ Hệ số suy giảm tuyến tính

CR Kích thước trường chiếu tham khảo

dm Độ sâu vùng cân bằng điện tích cực đại

Dm Liều tại độ sâu vùng cân bằng điện tích cực đại

Dmax Liều cực đại

Dp Liều tại điểm p

Dt Liều tại điểm t

Sc Hệ số tán xạ collimator

Scp Hệ số tán xạ toàn phần

Sp Hệ số tán xạ phantom

Zmax Độ sâu cực đại

ZR Độ sâu tham khảo

DANH MỤC BẢNG

Bảng 1.1: Trọng số bức xạ 8

Bảng 3.1 Kết quả đo liều sâu phần trăm (PDD) của năng lượng 6MV 35

Bảng 3.2 Kết quả đo liều sâu phần trăm (PDD) của năng lượng 15MV 36

Bảng 3.3 Kết quả đo TMR của năng lượng 6MV 39

Bảng 3.4 Kết quả đo TMR của năng lượng 15MV 40

Bảng 3.5 Kết quả TMR tính từ PDD của năng lượng 6MV 45

Bảng 3.6 Kết quả TMR tính từ PDD của năng lượng 15MV 46

DANH MỤC HÌNH

Hình 1.1: Quan hệ liều với đáp ứng phóng xạ của tế bào u và tế bào lành 4

Hình 1.2: Chu kỳ của tế bào 5

Hình 1.3: Vùng cân bằng điện tích 7

Hình 1.4: Sơ đồ khối của dàn quay gắn trên cấu trúc dạng trống 14

Hình 1.5: Các bộ phận chính của máy gia tốc xạ trị 15

Hình 1.6: PDD và beam profile của chùm tia 20

Hình 1.7: Mô hình xác định tỷ số mô-không khí TAR 21

Hình 1.8: (a) Sự thiết lập để xác định liều lượng tại điểm P ở độ sâu d trong phantom 25

Hình 2.1: Máy gia tốc xạ trị Elekta tại Bệnh viện Quân y 103 28

Hình 2.2: Phantom và thùng chứa nước 29

Hình 2.3: Thiết bị điều khiển detector và ghi nhận dữ liệu 29

Hình 2.4: Buồng ion hóa hình trụ PTW Semiflex 0,125cm3 30

Hình 2.5: Giao diện phần mềm đo liều và xử lý dữ liệu 31

Hình 3.1 Kết quả đo PDD của năng lượng 6MV và 15MV ở trường chiếu 5x5 cm 37 Hình 3.2 Kết quả đo PDD của năng lượng 6MV và 15MV ở trường chiếu 10x10 cm 37

Hình 3.3: Sự phụ thuộc của PDD vào độ sâu của chùm 15MV ứng với các kích thước trường khác nhau 38

Hình 3.4 Sự phụ thuộc của TMR vào độ sâu với hai mức năng lượng 6 và 15MV cho kích thước trường chiếu 5x5cm 41

Hình 3.5: Sự phụ thuộc của TMR vào độ sâu với hai mức năng lượng 6 và 15MV cho kích thước trường chiếu 10x10cm 41

Hình 3.6: Sự phụ thuộc của TMR vào độ sâu cho chùm 15MV với các kích thước trường chiếu khác nhau 42

Hình 3.7: Sự phụ thuộc của TMR theo độ sâu theo tính toán và đo cho chùm tia 6MV với kích thước trường chiếu 5x5cm 47

Hình 3.8: Sự phụ thuộc của TMR theo độ sâu theo tính toán và đo đạc cho chùm tia 6MV với kích thước trường chiếu 40x40cm 48 Hình 3.9: Sự phụ thuộc của TMR theo độ sâu theo tính toán và đo đạc cho chùm tia 15MV với kích thước trường chiếu 5x5cm 49 Hình 3.10: Sự phụ thuộc của TMR theo độ sâu theo tính toán và đo đạc cho chùm tia 15MV với kích thước trường chiếu 40x40cm 49 Hình 3.11: Sự sai khác tương đối giữa tính toán và đo đạc ở tại các độ sâu ứng với các trường chiếu khác nhau của chùm 6MV 50 Hình 3.12: Sự sai khác tương đối giữa tính toán và đo đạc tại các độ sâu ứng với các trường chiếu khác nhau của chùm 15MV 51

MỞ ĐẦU

Sau khi tia X và tia gamma được phát hiện bởi Roentgen năm 1895 và Paul Villard năm 1900, các bức xạ ion hóa được áp dụng trong nhiều lĩnh vực như nông nghiệp, công nghiệp và y học mang lại nhiều lợi ích cho nhân loại Bức xạ ion hóa như tia gamma, tia X đã được ứng dụng có hiệu quả trong điều trị ung thư Khoảng 60-70% số bệnh nhân ung thư trong quá trình điều trị có liên quan cần đến

xạ trị [5] Xạ trị cùng với phẫu thuật và hóa trị là những phương pháp chính để điều trị ung thư

Các phương pháp xạ trị bao gồm xạ trị chiếu ngoài (Teletherapy), xạ trị áp sát (Brachytherapy) và xạ trị chiếu trong Trong đó xạ trị chiếu ngoài được ứng dụng hiệu quả nhất, có chỉ định nhiều nhất đối với bệnh nhân ung thư Trước đây, phương pháp chiếu xạ ngoài sử dụng chùm tia gamma (năng lượng 1,25MeV) do đồng vị phóng xạ cobalt - 60 phát ra Ngày nay, rất nhiều thế hệ máy gia tốc tuyến tính (Linear Accelerator - LINAC) ra đời cùng với việc ứng dụng công nghệ tin học có được nhiều tính năng vượt trội đã thay thế máy cobalt trong điều trị ung thư

Thiết bị xạ trị chiếu ngoài LINAC hiện đại cho phép đạt được sự phân bố liều cao vào khối u để tiêu diệt tế bào ung thư đồng thời giảm thiểu liều chiếu vào các tế bào lành xung quanh, hạn chế các tác dụng không mong muốn Về khía cạnh

kỹ thuật, liều hấp thụ tại u muốn đạt được chính xác cần có bước lập kế hoạch xạ trị (xác định số trường chiếu, kích thước, vị trí trường chiếu ) đúng Để lập kế hoạch

xạ trị trên máy gia tốc, chúng ta cần xác định các thông số vật lý của máy như: liều sâu phần trăm (Percentage Depth Dose: PDD), tỷ số mô-không khí (Tissue Air Ratio: TAR) và tỷ số mô-phantom (Tissue-Phantom Ratio: TPR) Để xác định tỷ số

mô - không khí (TAR) cần đo suất liều trong không khí Đối với chùm tia năng lượng cao việc đo đạc trong không khí khó đạt được vì đòi hỏi cần lớp bao phủ buồng ion hóa có vùng cân bằng điện tích (build-up) lớn Do vậy tỷ số mô cực đại (Tissue Maximum Ratio: TMR) là đại lượng được dùng để thay thế TAR đối với chùm photon năng lượng cao

TMR được sử dụng trong phần mềm lập kế hoạch được tính suy ra từ thông

số PDD sử dụng kỹ thuật đồng trục SSD (Source to Surface Distance) Trong thực tế, xạ trị hiện nay thực hiện theo kỹ thuật đồng tâm SAD (Source to Axis Distance) Vấn đề cần làm rõ là TMR tính theo PDD sử dụng kỹ thuật SSD và TMR đo được theo kỹ thuật SAD có phù hợp hay không Chính vì vậy, chúng tôi chọn đề tài

nghiên cứu: “Xác nhận tỉ số mô cực đại (TMR) được tính từ dữ liệu đo liều sâu phần trăm (PDD) của chùm Photon năng lượng cao trên máy gia tốc Elekta Precise” Mục đích của luận văn nhằm:

1/ Xác định TMR theo PDD đo được ứng với 2 mức năng lượng 6MV và 15MV theo kỹ thuật SSD

2/ So sánh TMR tính theo PDD và TMR đo trực tiếp theo kỹ thuật SAD

Cấu trúc của luận văn ngoài phần mở đầu và kết luận gồm có 3 chương:

- Chương 1: Tổng quan

- Chương 2: Thiết bị và phương pháp nghiên cứu

- Chương 3: Kết quả và bàn luận

Chương 1 TỔNG QUAN

Chương này trình bày các vấn đề: Khái niệm, mục đích và nguyên tắc xạ trị; Cơ sở ứng dụng bức xạ ion hóa điều trị xạ trị ung thư; Các phương pháp xạ trị, thiết bị xạ trị; Nguyên lý cấu tạo, hoạt động máy gia tốc tuyến tính xạ trị ELEKTA; Các thông

số vật lý chùm tia trong xạ trị; Các hệ số tính toán phân bố chùm tia Đây là những đối tượng sẽ được nhắc đến nhiều trong luận văn này

1.1 Khái niệm, mục đích và nguyên tắc của xạ trị

Phương pháp xạ trị là tên gọi ngắn gọn của phương pháp điều trị ung thư bằng tia xạ trong y học, là một trong 3 phương pháp chính được sử dụng hiện nay

để điều trị bệnh ung thư cùng với 2 phương pháp là phẫu thuật và sử dụng hóa chất

Xạ trị là quá trình điều trị sử dụng bức xạ ion hóa (tia X, tia gamma ) với liều lượng thích hợp chiếu tới khối u nhằm tiêu diệt các tế bào ung thư đồng thời phải đảm bảo hạn chế thấp nhất tổn thương cho các tế bào lành xung quanh

Điều trị bằng tia xạ sử dụng độc lập có thể chữa khỏi nhiều loại ung thư còn

ở giai đoạn khu trú tại chỗ như ung thư da, ung thư vòm họng, ung thư ở vùng đầu, cổ Phương pháp này cũng có thể được sử dụng kết hợp với phẫu thuật trong những trường hợp ung thư đã phát hiện tương đối lớn Khi đó có thể chiếu xạ tiền phẫu để giảm kích thước khối u, giảm xâm lấn, biến từ không mổ đượ thành mổ được Cũng có thể sử dụng chiếu xạ tại vùng sau mổ để diệt những tế bào ung thư còn sót lại, hạn chế “di căn do cấy truyền tế bào ung thư trên đường mổ” Cũng có thể kết hợp cả xạ trị trước và sau mổ Tùy theo từng trường hợp mà có thể lựa chọn phương pháp điều trị sao cho đạt hiệu quả cao nhất Phương pháp xạ trị cũng có thể kết hợp với điều trị hóa chất Ở các nước tiên tiến như Mỹ, Đức có tới trên 60% bệnh nhân ung thư được điều trị bằng xạ trị

Nguyên tắc của xạ trị là bằng cách nào đó, phải phân bố liều lượng đã chỉ định tập trung cao và đồng đều tại thể tích khối u, đồng thời phải giảm thiểu liều chiếu có hại cho tổ chức lành liên quan Tiến bộ của kỹ thuật, công nghệ hướng tới

làm thế nào để liều lượng bức xạ tập trung vào khối u ngày càng cao và liều chiếu

mô lành phải chịu ngày càng giảm

1.2 Cơ sở ứng dụng bức xạ ion hóa điều trị xạ trị ung thư

Bức xạ ion hoá gây nên những biến đổi sinh học trong tổ chức sống Tuy nhiên độ nhạy cảm phóng xạ của các loại tế bào và mô trong cơ thể lại hết sức khác nhau Đặc biệt các tế bào ung thư là những tế bào có khả năng sinh sản mạnh, tính biệt hóa kém nên nhạy cảm hơn với bức xạ ion hóa so với các tế bào lành Nếu chiếu xạ với liều thích hợp, có thể tiêu diệt được tế bào ung thư mà ít gây biến đổi nguy hiểm đối với tế bào lành Đó là nguyên lý của điều trị ung thư bằng phóng xạ

[2], [4], [5], [6]

Các kỹ thuật điều trị tia xạ đều nhằm đạt được một liều lượng tối đa tại khối

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

- Trên cùng một cơ thể các tế bào có độ nhạy cảm phóng xạ khác nhau Những tế bào non đang trưởng thành (kém biệt hóa), tế bào sinh sản nhanh, dễ phân chia thường có độ nhạy cảm cao với phóng xạ như tế bào gốc tạo máu, tế bào niêm mạc ruột, tế bào sinh dục Các tế bào mô cơ, xương đã trưởng thành, não kém nhạy cảm với phóng xạ

Hình 1.1: Quan hệ liều với đáp ứng phóng xạ của tế bào u và tế bào lành

- Trong ung thư, chúng ta cần phải quan tâm nhiều nhất đến các tế bào có khả năng phân chia vô hạn: đó là các tế bào sinh clôn, có tỷ lệ khoảng 0,1 - 1% Chỉ tiêu diệt được khối u khi tất cả các tế bào sinh clôn không còn khả năng phân chia Xác suất tiêu diệt các tế bào sinh clôn này tuỳ thuộc nhiều yếu tố, trong đó quan trọng nhất là sự nhạy cảm với bức xạ ion hoá của các tế bào ung thư Các loại ung thư rất nhạy cảm với tia xạ như seminoma, u lympho ác tính ; nhạy cảm với tia xạ mức độ trung bình: hầu hết các carcinoma, ung thư ít nhạy cảm với tia xạ: melanoma, sarcoma

Sự nhạy cảm phóng xạ còn phụ thuộc vào chu kỳ tế bào Pha phân chia tế bào (pha M) là thời điểm tế bào nhạy cảm nhất với phóng xạ [5], [6]

M - phân chia tế bào

G1 - chuẩn bị tổng hợp

S - tổng hợp

G2 - tăng trưởng

Hình 1.2: Chu kỳ của tế bào

Điều trị ung thư bằng chiếu xạ được ứng dụng sớm ngay từ khi hiện tượng phóng xạ mới được phát minh Với các hạt tích điện như hạt alpha có khả năng ion hóa mạnh nhưng đâm xuyên kém, không được sử dụng trong chiếu xạ từ xa Bức xạ beta (electron) có khả năng đâm xuyên khá lớn, được sử dụng chiếu xạ ngoài với các khối u nông như ung thư da Khi đi vào độ sâu khoảng 5cm thì liều lượng của chùm electron gần như bằng không, do đó ít gây tổn hại đến các mô lành

Tia gamma và tia X tác dụng gây ion hóa kém hơn các loại hạt trên nhưng có khả năng đâm xuyên rất lớn, do đó được ứng dụng chủ yếu trong xạ trị từ xa Chúng

có thể tác dụng lên các tế bào ở sâu trong cơ thể để điều trị các khối u sâu Với các

khối u sâu trên 3cm, để giảm liều chiếu ở mặt da và ở các mô lành trên đường đi của chùm tia người ta làm nhiều chùm nhỏ chiếu theo các hướng khác nhau, hội tụ đồng tâm tại khối u cần điều trị

1.3 Các phương pháp xạ trị, thiết bị xạ trị

1.3.1 Các phương pháp xạ trị

Có 3 phương pháp xạ trị phổ biến đã và đang được sử dụng là xạ trị chiếu ngoài, xạ trị áp sát và xạ trị chiếu trong (hay còn gọi là xạ trị chuyển hóa)

- Xạ trị chuyển hóa là ứng dụng một số đồng vị phóng xạ phát bức xạ beta

âm (như 131I, 32P, 90Y ) trong điều trị bệnh

- Xạ trị áp sát là kỹ thuật xạ trị mà khoảng cách từ nguồn phóng xạ đến các khối u là rất nhỏ Trong phương pháp này người ta đưa nguồn phóng xạ đến sát khối u để giảm chiếu xạ cho mô lành [34], [37] Có 3 cách thực hiện kỹ thuật này: cách thứ nhất dùng tấm áp bề mặt để điều trị các vùng như da mặt, vùng đầu, vùng cổ…; cách thứ 2 là dùng các ống áp (applicator) để điều trị ở các khoang tự nhiên của cơ thể; cách thứ 3 người ta sử dụng các kim cắm trực tiếp vào trong các khe, kẽ, trong mô…

Một số khối u ở những vị trí thuộc vùng hang hốc của cơ thể như cổ tử cung, trực tràng, thực quản có thể dùng một ống áp đặt trước rồi đưa đồng vị phóng xạ vào sát với khối u để chiếu xạ [5] Như vậy có thể tăng liều chiếu ở khối u và giảm liều chiếu cho mô lành Việc đưa nguồn xạ được thực hiện sau khi đã đặt ống áp đúng vị trí, thực hiện bằng điều khiển từ xa (qua máy tính) cho nên còn gọi là xạ trị

áp sát nạp nguồn sau Các kỹ thuật như dùng kim phóng xạ Radium, dùng các hạt (seed) gắn phóng xạ cấy vào mô ung thư cũng được coi là xạ trị áp sát

- Xạ trị ngoài là phương pháp xạ trị mà nguồn phát tia ở cách bệnh nhân một khoảng nào đó Đây là phương pháp rất phổ biến trong điều trị ung thư hiện nay Phương pháp này được tiến hành với chùm photon từ nguồn phát như nguồn 60Co hoặc chùm phát tia X năng lượng cao được tạo bởi chùm electron đã được gia tốc

có năng lượng đủ lớn cho đập vào bia (phát tia X hãm), cũng có thể dùng trực tiếp chùm electron đã được gia tốc

Trong thập kỷ qua, một số kỹ thuật mới đã được phát triển để áp dụng một cách tốt hơn trong lĩnh vực xạ trị nhằm tăng hiệu quả điều trị, giảm thiểu nguy cơ các biến chứng Sự ra đời của các phương pháp chẩn đoán hình ảnh chính xác như

CT, MRI, cắt lớp phóng xạ cho phép xác định kích thước, vị trí khối u chính xác hơn, do đó thể tích chiếu xạ giảm đáng kể [5],[34] Kỹ thuật xạ trị định vị, xạ trị điều biến liều của chùm tia cho phép giảm thiểu vùng mô lành bị chiếu xạ, giảm tác dụng không mong muốn của chiếu xạ

1.3.2 Những khái niệm cơ bản trong vật lý xạ trị ung thư

• Cân bằng điện tích (Build-Up):

Là hiện tượng vật lý, xảy ra khi các chùm photon năng lượng cao tương tác với môi trường sinh ra các electron thứ cấp Tùy theo năng lượng photon và môi trường tương tác, những electron này cũng sẽ tham gia tương tác với môi trường Liều cực đại (Dmax) sẽ đạt được tại độ sâu nào đó trong môi trường khi các electron đạt đến sự cân bằng [1],[3],[5] Miền giới hạn giữa bề mặt môi trường (mặt da) và

độ sâu đạt liều cực đại rất có ý nghĩa trong xạ trị, thông qua việc lựa chọn năng lượng chùm tia

Hình 1.3: Vùng cân bằng điện tích

Độ sâu

• Liều hấp thụ

- Định nghĩa: liều hấp thụ là năng lượng bị hấp thụ bởi một đơn vị khối lượng vật chất mà bức xạ đi qua [3],[6]

D = dE/dm 1.1 dE: năng lượng của bức xạ bị hấp thụ bởi vật chất có khối lượng là dm

- Đơn vị trong hệ SI là Gray (Gy): 1Gy = 1J/kg

- Đơn vị cũ là rad; 1Gy = 100 rad

- Suất liều hấp thụ: là liều hấp thụ trong một đơn vị thời gian

Đơn vị là Gray/giây (Gy/s)

• Liều tương đương

- Định nghĩa: liều tương đương HT,R trong mô hoặc cơ quan T do bức xạ R gây ra là liều hấp thụ trong mô hoặc cơ quan đó nhân với trọng số của bức xạ tác dụng lên mô hoặc cơ quan đó

HT,R = DT,R WR 1.2

- Đơn vị đo là Sievert (Sv)

- Đơn vị cũ là Rem 1Sv = 100 Rem

Bảng 1.1: Trọng số bức xạ

• Liều hiệu dụng

- Định nghĩa: liều hiệu dụng tỷ lệ với liều hấp thụ tức là tỷ lệ với liều tương đương do vậy liều hiệu dụng trong mô hoặc cơ quan T do bức xạ R gây ra là liều tương đương trong mô hoặc cơ quan nhân với trọng số mô WT của cơ quan đó

• KERMA (Kinetic Energy Released in Material)

- Là tổng động năng ban đầu của tất cả các hạt điện tích được giải phóng bởi hạt ion hoá không mang điện trong vật liệu khối lượng dm [3]

- Đơn vị đo là J/kg còn được gọi là Gy

1.3.3 Thiết bị xạ trị và các tiến bộ trong kỹ thuật xạ trị chiếu ngoài

1.3.3.1 Thiết bị xạ trị

Trước đây, việc xạ trị ung thư được thực hiện bằng máy xạ trị sử dụng tia gamma, có 2 mức năng lượng là 1,17 và 1,33MeV của đồng vị phóng xạ Cobalt-60 Tuy nhiên, máy Cobalt-60 có một số nhược điểm như: chỉ cho chùm photon với 2 mức năng lượng là 1,17 MeV và 1,33 MeV, liều bề mặt da cao, liều sâu phần trăm thấp, độ rộng bán dạ của chùm tia lớn Có độ rò rỉ bức xạ từ đầu nguồn Suất liều bức xạ giảm theo thời gian, càng về sau thì thời gian điều trị càng phải kéo dài Nhược điểm đáng kể nhất là trường chiếu của máy Cobalt-60 chỉ có dạng hình chữ nhật, kích thước 5x5 đến 30x30cm Để chùm tia bao trùm hết các tế bào u ung thư, cần phải chiếu cả một thể tích mô lành tương đối lớn Tác dụng không mong muốn

do đó rất đáng kể

Hiện nay ở các nước tiên tiến không dùng máy Cobalt-60 trong xạ trị ung thư (đã được thay bằng máy gia tốc tuyến tính - LINAC)

Đã có 5 thế hệ máy gia tốc khác nhau:

- Máy gia tốc tia X, photon năng lượng thấp (4-8 MeV)

- Máy gia tốc 2 chùm tia: tia X, photon năng lượng trung bình (10-15 MeV)

1.3.3.2 Tiến bộ trong kỹ thuật xạ trị chiếu ngoài

Máy gia tốc hiện đại có hệ thống chuẩn trực chùm tia đa lá (MLC) với sự điều khiển tự động của máy tính, cho phép thực hiện được các kỹ thuật điều trị chiếu xạ 3D, chiếu xạ điều biến liều - IMRT là những kỹ thuật hiện đại trong điều trị ung thư, liều xạ được phân bố tối đa theo hình dạng khối u, hạn chế tối thiểu ở tổ chức lành xung quanh

- Xạ trị theo hình dạng khối u (xạ trị 3D):

Phương pháp này sử dụng phần mềm máy tính rất phức tạp và các máy điều trị hiện đại nhằm cung cấp hình dạng chùm bức xạ phù hợp với diện tích khối u một cách chính xác Nó kết hợp công nghệ chụp hình đặc biệt như chụp cắt lớp vi tính (CT), chụp cộng hưởng từ (MRI), ghi hình bức xạ sử dụng đồng vị phát positron (PET) nhằm hiển thị kích thước, hình dáng, và vị trí của khối u cũng như các tổ chức xung quanh Với collimator đa lá (MLC) hoặc các khối tạo hình đúc sẵn, các

chùm bức xạ có hình dạng và kích thước phù hợp với khối u [1]

- Xạ trị điều biến liều (Intensity modulated radiation therapy - IMRT):

Là kỹ thuật xạ trị tiên tiến sử dụng máy gia tốc tuyến tính để đưa liều bức xạ chính xác tới khối u hoặc thể tích cần điều trị Kỹ thuật này sử dụng phần mềm lập kế hoạch ngược (inversed planning) chia các trường chiếu ra nhiều chùm tia nhỏ và điều biến, kiểm soát cường độ của các chùm tia này để đảm bảo phân bố liều theo mật độ tế bào ung thư (đích sinh học) theo yêu cầu của thể tích điều trị

Ưu điểm vượt trội của xạ trị điều biến liều so với kỹ thuật xạ trị thường quy

là nó cho phép nâng liều cao tại khối u trong khi vẫn kiểm soát được liều chiếu vào

mô lành xung quanh và có khả năng chiếu liều đồng thời vào nhiều thể tích điều trị

Kỹ thuật này giúp tăng khả năng tiêu diệt tế bào u đồng thời làm giảm tác dụng phụ của xạ trị

- IGRT (Images Guide RT) Xạ trị dưới sự hướng dẫn của hình ảnh:

Trong xạ trị có hướng dẫn hình ảnh (IGRT) là các hình ảnh được chụp (CT, MRI, hoặc PET) được liên kết ngược lặp lại trong quá trình điều trị Các hình ảnh này được xử lý bằng máy tính để xác định mọi thay đổi về vị trí và kích thước khối

u, cho phép điều chỉnh vị trí của bệnh nhân và liều bức xạ khi cần thiết Việc lặp lại hình ảnh có thể làm tăng mức độ chính xác và cho phép làm giảm liều chiếu tới các

mô lành IGRT ưu tiên được sử dụng để điều trị giảm nhẹ, chiếm hơn 50% các phương thức điều trị ung thư phổi [8]

- VMAT (Volumetric – Modulated Arc Therapy):

Xạ trị hình cung, điều biến liều theo thể tích: VMAT sử dụng phương pháp

phát chùm tia liên tục khi quay thân máy qua một hay nhiều cung Trong khi quay,

hệ MLC chuyển động, tạo hình dạng chùm tia; suất liều “Dose rate” thay đổi liên

tục; tốc độ quay của thân máy và góc nghiêng của hệ MLC cũng thay đổi

- BioART (Biological Adaptive Radiation Therapy):

Xạ trị đáp ứng sinh học: với mục đích này, người ta cố gắng đưa một liều

lượng trong toàn bộ thể tích bia có sự khác nhau bên trong về các yếu tố sinh lý và loại tế bào… Với xạ trị đáp ứng sinh học - BioART, áp dụng kỹ thuật điều chỉnh sự phân bố liều bức xạ tại từng vùng thể tích (nhỏ) thuộc khối u tùy theo sự khác nhau về mức độ nhạy cảm tia xạ, hay sự thiếu oxy của tế bào

- Tomotherapy- xạ trị cắt lớp:

Tomotherapy là thiết bị xạ trị kiểu mới bao gồm máy xạ trị bằng chùm tia ngoài với máy CT scanner cùng trên một tổ hợp Có thể chỉnh, sửa kế hoạch xạ trị tại bất kỳ vị trí nào khi cần thiết [30]

áp dụng kỹ thuật này

- Xạ trị bằng chùm neutron:

Xạ trị bằng chùm neutron là một dạng đặc biệt của phương pháp xạ trị bằng chùm tia ngoài Nó thường sử dụng để điều trị cho các khối u kháng tia bức xạ Neutron nhanh có thể kiểm soát các khối u lớn bởi vì, không giống với các bức xạ

có LET thấp ( hệ số truyền năng lượng tuyến tính), nó không phụ thuộc vào sự hiện

diện của oxi để tiêu diệt tế bào ung thư Sự truyền đạt sinh học của neutron trên các tế bào lớn hơn nhiều so với các bức xạ ion hóa [30] Bởi vì hiệu suất sinh học của neutron là rất cao nên liều lượng để phá hủy các tế bào ung thư chỉ bằng 1/3 so với liều lượng cần thiết của photon, electron hay proton

- SRS/SBRT (Stereotactic Radio-Surgery/ Stereotatic Body Radiation Therapy):

Xạ phẫu định vị/Xạ trị lập thể định vị thân: Về bản chất, hai kỹ thuật này đều

có thể dùng thiết bị với nguồn phóng xạ Co-60 (gọi là Gamma Knife) hoặc máy gia tốc (LINAC, Cyberknife…) cùng những thiết bị định vị tinh xảo đi kèm, sử dụng liều cao trong một lần điều trị giảm thời gian điều trị [30]

1.4 Nguyên lý cấu tạo, hoạt động máy gia tốc tuyến tính xạ trị ELEKTA

1.4.1 Nguyên lý cấu tạo

Máy xạ trị ELEKTA tạo ra các chùm electron hoặc photon (X-rays) năng lượng cao cho mục đích điều trị Tất cả các thế hệ máy này đều sử dụng nguồn phát sóng vô tuyến siêu cao tần để cung cấp năng lượng gia tốc các hạt Các thế hệ máy

xạ trị ELEKTA đều sử dụng công nghệ gia tốc sóng ngang [18, 19] Về cấu trúc, các hệ thống quan trọng của chúng để tạo chùm tia cho điều trị được thiết kế gắn trên cơ cấu dạng trống quay này và có thể quay được 360°

Có giá đỡ trống làm cho hệ thống trở thành tương đối chắc và ổn định, trọng lượng đầy đủ của nó khoảng 5 tấn [17]

Hình 1.4: Sơ đồ khối của dàn quay gắn trên cấu trúc dạng trống

Máy gia tốc tuyến tính ELEKTA dùng trong xạ trị thường được cấu tạo gồm

3 hệ thống chính là:

- Hệ thống tạo chùm tia:

+ Súng điện tử hay hệ thống tạo nguồn electron

+ Bộ tạo sóng siêu cao tần (RF): nguồn tần số vô tuyến sử dụng magnetron,

Hình 1.5: Các bộ phận chính của máy gia tốc xạ trị

Giải thích hình 1.5:

1- Flament: Sợi đốt

2- Electron gun: Súng điện tử

3- Grid: Lưới điều khiển

4- Pulsed modulator: Điều biến xung

5- Control unit: Bộ điều khiển

6- Power supply: Nguồn cung cấp năng lượng

7- Microwave power source: Nguồn phát vi sóng (M hoặc K)

8- Ceramic window: Cửa sổ gốm

9- Steering coil: Cuộn lái tia

10- Vacuum pump: Bơm chân không

11- Focusing coil: Cuộn hội tụ

12- Gas pressure system: Hệ thống áp suất khí

13- Accelerating waveguide: Ống dẫn sóng tăng tốc

14- Pulsed electron beam: Chùm sóng điện tử được tạo xung

15- Quadrupole magnet: Nam châm tứ cực

16- Beam transport system: Hệ thống vận chuyển chùm tia

17- X- ray target: Bia tia X

18- Exit window: Cửa sổ thoát

19- Primary collimator: Collimator sơ cấp

20- Flattening filter: Tấm lọc phẳng

21- Dual ionization chamber: Cặp buồng ion hóa

22- Upper jaws: Các jaw trên

23- Lower jaws: Các jaw dưới

24- MLC optional: MLC tùy chọn

25- Beam central axis: Trục trung tâm chùm tia

26- Couch rotation axis: Trục quay giường

27- Linac accelerator head: Đầu máy điều trị

28- Water cooling system: Hệ thống nước làm mát

29- Treatment couch: Giường điều trị

Bên cạnh đó còn rất nhiều phần khác đi kèm với máy gia tốc là:

- Phụ trợ gồm hệ thống bơm chân không, hệ thống làm lạnh bằng nước, hệ thống chất điện môi bằng ga để truyền vi sóng từ bộ phận phát sóng vô tuyến tới ống dẫn sóng

- Hệ thống laser xác định trục quay của máy, trục thẳng đứng của chùm tia,

bộ hiển thị chùm tia bằng ánh sáng nhìn thấy

- Hệ thống camera theo dõi bệnh nhân, hệ thống đàm thoại giữa thầy thuốc

và bệnh nhân

- Hệ thống máy tính điều khiển thiết bị; màn hình thông báo các số liệu liên quan tới việc điều trị

- Hệ thống che chắn phóng xạ

- Hệ thống tự ngắt máy gia tốc khi có sự cố

- Các hệ thống liên quan đến quá trình điều trị bằng máy gia tốc:

+ Giường máy có thể điều khiển lên, xuống, quay theo các góc

+ Hệ thống tính liều lượng và lập kế hoạch điều trị

+ Hệ thống đo liều: máy đo tia phóng xạ, máy đo phòng hộ tia xạ… + Hệ thống làm khuôn chì…

1.4.2 Nguyên lý hoạt động

Sơ đồ nguyên lý chung của một máy gia tốc xạ trị như sau:

Các electron được sinh ra do bức xạ nhiệt từ súng điện tử, do catode được nung nóng Các electron sinh ra từ súng điện tử được điều biến thành các xung sau đó được vào buồng tăng tốc

Buồng tăng tốc có dạng cấu trúc dẫn sóng, ở đó năng lượng cung cấp cho electron được lấy từ bộ phát sóng siêu cao tần với tần số khoảng 3000 MHz Bức xạ

vi sóng phát ra dưới dạng xung ngắn Các bức xạ này được tạo ra bởi các bộ phát tần số vi sóng, đó là các “van” Magnetron Các electron được phun vào ống dẫn sóng sao cho đồng bộ với xung của bức xạ vi sóng để chúng có thể được gia tốc Hệ thống ống dẫn sóng và súng electron được hút chân không sao cho các electron gia tốc có thể chuyển động trong đó mà không bị va chạm với nguyên tử khí

Chùm electron được gia tốc trong buồng tăng tốc có xu hướng phân kỳ và không chuyển động chính xác dọc theo trục Có nhiều nguyên nhân gây ra hiện tượng này Đó là do lực đẩy Coulomb giữa các electron mang điện tích cùng dấu, do sự lắp

Cuộn hội

tụ

Cuộn lái tia

Cuộn hội tụ

Từ trường uốn

Hệ thống tăng tốc chùm electron Uốn

chùm tia

Đầu máy điều trị

Chọn lọc năng lượng

Súng

điện tử

Điều chỉnh pha

Bơm chân không

Bộ điều

biến xung

Điều chỉnh tần

số tự động Nguồn sóng cao

tần Megnetron

ghép không hoàn hảo làm cho cấu trúc ống dẫn sóng không hoàn toàn xuyên tâm, do tác động của điện từ trường ngoài…Do đó, chùm electron gia tốc phải được lái một cách chủ động Trước hết sử dụng một điện trường hội tụ đồng trục để hội tụ chùm tia theo quỹ đạo thẳng Sau đó các cuộn lái tia tạo ra từ trường tác dụng lực lên các electron để dẫn chùm tia đi đúng theo hướng ống dẫn sóng từ đó hướng ra ngoài theo đường cong nào đó hoặc được uốn để hướng đến bia tạo tia X

Khi máy gia tốc ở chế độ phát chùm electron thì chùm electron được đưa trực tiếp vào đầu điều trị qua một cửa sổ nhỏ Sau đó được tán xạ trên các lá tán xạ hoặc được một từ trường quét ra trên một diện rộng theo yêu cầu của hình dạng, diện tích trường chiếu trong các trường hợp điều trị cụ thể Chùm tia được tạo hình dạng bằng các bộ lọc phẳng, nêm, collimator sơ cấp, thứ cấp Liều lượng được kiểm soát bằng các detector

Còn nếu chế độ phát tia X thì chùm electron đã được gia tốc lại được uốn theo một đường cong thiết kế để đập vào bia Chùm electron có động năng lớn xuyên sâu vào bia, tương tác với các nguyên tử vật chất và bị hãm lại, phát ra tia X năng lượng cao Phổ năng lượng của tia X phát xạ và suất liều bức xạ phụ thuộc vào mức năng lượng của điện tử, số nguyên tử, bề dày bia và chất liệu dùng làm bia Chùm tia X phát ra cũng được kiểm soát về liều lượng, được định dạng phù hợp

Hầu hết các máy gia tốc xạ trị hiện nay đều có chế độ phát chùm photon và chế độ phát electron Do đó, về cơ khí được chế tạo phù hợp để thay đổi cơ chế từ chế độ này sang chế độ khác một cách linh hoạt Ví dụ như bia tia X có thể đưa ra khi sử dụng chế độ phát tia X và được rút vào khi phát chùm electron Trong quá trình hoạt động, khi hãm chùm electron, bia tia X bị nóng lên, do đó cần có hệ thống làm nguội bằng nước

Với mục đích điều trị, máy gia tốc được thiết kế cơ khí chuyển động linh hoạt như cần máy và giường điều trị Các hệ thống này đều được kiểm soát an toàn bằng một chuỗi khóa liên động điện, cơ khí, nhiệt độ, áp suất và kiểm soát chùm bức xạ với nhau [2],[19],[34]

1.5 Các thông số vật lý chùm tia trong xạ trị:

Máy gia tốc xạ trị ELEKTA tại Bệnh viện Quân y 103 sử dụng 2 loại bức xạ trong lâm sàng điều trị ung thư là chùm electron và chùm tia X

- Chùm electron: có 5 mức năng lượng 6, 9, 12, 15 và 18MeV; được sử dụng

để điều trị những khối u nông gần bề mặt da cơ thể (nhỏ hơn 50mm)

- Chùm photon: có 2 mức năng lượng là 6 và 15MV, được sử dụng để điều trị những khối u nằm sâu trong cơ thể Chùm photon thường được sử dụng với nhiều trường chiếu kết hợp với nhiều hướng chiếu khác nhau, điều này có thể phân

bố một liều lượng rất cao vào khối u trong khi liều mặt da tương đối thấp [17],[18]

Đo các thông số vật lý chùm tia là công đoạn bắt buộc được thực hiện sau khi lắp đặt máy Người ta sử dụng một hệ thống thiết bị đo và phantom nước chuyên dụng có các hệ cơ khí điều khiển di chuyển buồng đo để đo liều ở nhiều vị trí khác nhau, từ đó một phần mềm máy tính sẽ tính toán các thông số vật lý của chùm tia Những kết quả này sẽ được đưa vào ngân hàng dữ liệu của phần mềm tính liều như: phân bố liều tương đối theo độ sâu dọc theo trục chính của chùm bức xạ (liều sâu phần trăm), phân bố liều tương đối theo mặt cắt ngang của chùm tia (beam profile) cùng với các thông số vật lý

Các thông số này được đo với mọi loại tia (tia X, electron), mọi năng lượng

và với các trường chiếu có kích thước khác nhau, có hay không có các nêm Mỗi một hãng sản xuất có một phương pháp xác định và thể hiện kết quả các thông số vật lý khác nhau nhưng về cơ bản vẫn đảm bảo điều kiện tiêu chuẩn tương đương Cách đo và tính toán các thông số vật lý của chùm tia X và electron chủ yếu dựa trên các thuật toán giống nhau, chỉ có một vài thông số có sự khác biệt

Hình 1.6: PDD và beam profile của chùm tia

1.6 Các hệ số tính toán phân bố chùm tia

Có rất nhiều hàm (các hàm đo cơ bản) được sử dụng trong xạ trị bằng chùm tia ngoài Các hệ số này bao gồm: TAR, PDD, PSF hoặc BSF , TMR, TPR, hệ số tán xạ Sp và hệ số nêm WF

1.6.1 Liều sâu phần trăm (PDD)

Liều sâu phần trăm được định nghĩa là tỷ số liều lượng tại một điểm bất kỳ ở

độ sâu d trong phantom so với điểm có liều lượng cực đại tại độ sâu tham khảo, là một hàm đo thường dùng để mô tả sự thay đổi liều lượng trong bệnh nhân với độ sâu khác nhau dọc theo trục của chùm tia

Sử dụng kỹ thuật SSD trong điều trị PDD phụ thuộc vào nhiều yếu tố như: phẩm chất chùm tia (năng lượng), độ sâu điều trị, kích thước trường chiếu và khoảng cách từ nguồn tới bề mặt Nó cho thấy sự suy giảm theo độ sâu với tất cả các vùng năng lượng khi đi qua vùng build-up [33]

Theo Subramania và Lawrence, với mức năng lượng liên tục, PDD sẽ tăng theo kích thước trường chiếu bởi vì diện tích vùng tán xạ sẽ lớn hơn [39] Mặt khác PDD tăng với SSD tăng vì hiệu ứng phân kỳ PDD cho phép monitor units có thể tính toán khi điểm cần tính không phải là zmax (điểm có liều lượng tối đa) [11]

1.6.2 Tỷ số mô-không khí (TAR)

Là tỷ số của liều lượng tại một điểm nào đó trong môi trường (nước hoặc tương đương mô) so với liều lượng tại cùng điểm đó được đo trong không khí ở cùng một khoảng cách với nguồn và kích thước trường chiếu như nhau

Hình 1.7: Mô hình xác định tỷ số mô-không khí TAR

Trước đây, hệ số tán xạ được định nghĩa là tỷ số liều chiếu trên bề mặt của một môi trường bị chiếu xạ so với liều chiếu ở cùng khoảng cách từ nguồn Johns

và cộng sự, cũng đã giải thích TAR là tỷ số liều chiếu tại một điểm trong phanom với liều chiếu trong không khí có cùng khoảng cách từ nguồn [27] Có nghĩa TAR trên bề mặt da của bệnh nhân có thể được gọi là hệ số tán xạ ngược (BSF)

BSF khi xét ở độ sâu tham khảo của liều cực đại thay đổi thành hệ số tán xạ cực đại (PSF), việc sử dụng liều chiếu như trong định nghĩa chuyển thành liều hấp thụ [ICRU, 1973] Điều này dẫn đến việc định nghĩa lại TAR bằng việc sử dụng liều hấp thụ thay vì liều chiếu (theo báo cáo ICRU 23), nhưng vì nó là khá đơn giản

và không rõ ràng nên đã có nhiều sự định nghĩa lại đại lượng này [9,31] Theo báo cáo ICRU 23, TAR được định nghĩa là tỷ số liều hấp thụ tại một điểm trong phantom so với liều hấp thụ tại điểm đó trong không khí ở vùng thể tích của vật liệu phantom, độ rộng đủ để cung cấp vùng build-up tại điểm tham chiếu [ICRU, 1976] Định nghĩa này bộc lộ nhiều hạn chế như: không chỉ định rõ hình dạng và kích

thước của vật liệu phantom [12], không chỉ rõ sự đóng góp của electron vào liều hấp thụ được tính đến ngay cả khi hiệu ứng này không đáng kể Ngoài ra với định nghĩa này, tỷ số tán xạ không khí cho chùm tia không đồng nhất và không đều sẽ trở thành vấn đề [12], từ đó đề xuất sự khác biệt giữa TAR và PSF có thể được giải quyết bằng cách xác định lại mẫu TAR

TAR được sử dụng trong kỹ thuật đồng tâm khi điểm tính toán liều lượng luôn cùng khoảng cách tới nguồn Nó loại bỏ phép đo SSD vì nó không đổi đối với SSDs thường sử dụng trong xạ trị Hiện nay tỷ số mô-không khí được sử dụng rộng rãi trong tính toán điều trị đồng tâm với chùm năng lượng thấp Tuy nhiên, sẽ có vấn đề với chùm photon năng lượng cao

1.6.3 Tỷ số mô-phantom (TPR)

Tỷ số mô-phantom là tỷ số liều lượng tại độ sâu z so với độ sâu tham khảo

ZR trong phantom tương đương nước với việc thiết lập cùng collimator và cùng khoảng cách từ nguồn tới detector Nó là hàm của độ sâu z, kích thước trường chiếu

s và độ sâu tham khảo ZR [23]

TPR là một hàm tổng quát có thể chuẩn hóa cho bất kỳ độ sâu tham khảo nào Trên thực tế, không có thỏa thuận thống nhất liên quan đến độ sâu tham khảo được sử dụng cho đại lượng này, điểm nằm trên trục trung tâm dmax đơn giản hơn trong việc tính toán liều lượng [36] Nếu dmax được chấp nhận ở độ sâu tham khảo thì đại lượng TPR thay đổi theo tỷ số mô cực đại (TMR)

TPR cho phép hiệu chỉnh monitor units hoặc thời gian điều trị tính toán, nếu

có sự thay đổi liều lượng tại các độ sâu khác so với độ sâu tham khảo được sử dụng

Nó là một sự phụ thuộc của SAD và điều này làm cho TPR có ưu điểm so với phép

đo liều sâu phần trăm với sự phụ thuộc vào SSD

1.6.4 Tỷ số liều lối ra

Tỷ số lối ra của mô là tỷ số liều lượng tại một độ sâu z, trường chiếu s so với liều lượng tại điểm tham khảo tại độ sâu ZR,, kích thước trường tham khảo là CR với

cùng khoảng cách từ nguồn đến detector Tỷ số lối ra của mô bao gồm cả các thành phần tán xạ phantom, tán xạ đầu máy và các thành phần phải được xem xét riêng trong việc tính toán các monitor units trong trường hợp phức tạp

1.6.5 Trường vuông tương đương

Nhiều hàm đo như PDD, TAR, TMR và BSF không chỉ phụ thuộc vào năng lượng, độ sâu mà còn phụ thuộc vào kích thước và hình dạng của chùm tia tới Do đó hình dạng của các trường chiếu được chuẩn hóa thành hình tròn hoặc vuông để thu được các bảng dữ liệu thích hợp [10] Trường vuông tương đương được định nghĩa bởi [13,28] dưới dạng trường chuẩn (vuông) có cùng chiều sâu so với trường không chuẩn

Dựa trên các công trình trước đây về trường vuông bởi Sterling và cộng sự[38], hai nhà khoa học khác; Worthley và Patomaki [40] đã thiết lập công thức tính trường vuông tương đương có thể được tính toán từ ‘4x diện tích / chu vi’ hoặc

1.6.6 Tỷ số mô cực đại (TMR)

1.6.6.1 Nguồn gốc của tỷ số mô cực đại (TMR)

Theo Karzmark và cộng sự đã giải thích việc cần phải thay thế tỷ số mô không khí bằng tỷ số mới được gọi là tỷ số mô-phantom (TPR) nhằm hạn chế việc

đo đạc trong không khí cho một quy trình hiệu chuẩn chung giành cho tất cả các mức năng lượng và tất cả các loại bức xạ [29] TPR được định nghĩa là tỷ số liều lượng, (Dt/Dp), trong điều kiện cân bằng điện tử Trong đó Dp là liều lượng tại một

điểm T xác định trong phantom nằm trên trục của chùm tia với, và Dt liều lượng tại cùng một điểmT trong không gian nhưng với độ sâu t tùy ý [7] Năm 1970, Holt và cộng sự đưa ra một khái niệm khác về tỷ số mô cực đại Để nhấn mạnh lợi ích của

tỷ số mô-không khí đem lại với những chùm năng lượng cao và thực nghiệm với chùm 6MV Tỷ số mô cực đại tại một điểm p ở độ sâu d, với kích thước trường chiếu A được định nghĩa là tỷ số liều lượng trong môi trường chiếu xạ tại một điểm

ở độ sâu p so với liều lượng của điểm cùng độ sâu p trong phantom với các bờ không giới hạn và độ sâu đủ để cung cấp cho vùng build-up cực đại [12]

1.6.6.2 Sự cần thiết của việc đo tỷ số mô cực đại

Như chúng ta đã biết, TAR được định nghĩa với những chùm năng lượng thấp, còn khi đo những chùm năng lượng cao cần đến TMR TMR như là một biến thể của TAR để phù hợp với những chùm năng lượng cao TAR và TMR thì tương tự nhau, nhưng không đồng nhất trong khái niệm vì độ sâu tham chiếu của TMR là

độ sâu liều lượng cực đại (dmax) [15]

Tỷ số mô cực đại sử dụng liều lượng tới mô trong không khí với điều kiện sự hấp thụ và tán xạ trên mô là tối thiểu như mẫu tham chiếu Bởi vì chùm photon năng lượng cao gây nhiều electron thứ cấp nên khối lượng mô trong không khí thỏa mãn vùng cân bằng điện tích thì việc đo sẽ ở khoảng cách lớn hơn Khối mô lớn này cũng có thể đóng góp một lượng đáng kể vào chùm photon tán xạ Với khối mô đặt trong không khí, nó sẽ không đúng khi xem xét mẫu tham chiếu như trong không khí, được biết đến như là tỷ số mô -không khí Tỷ số mô cực đại đã giải quyết vấn đề này

1.6.6.3 Sự chuyển đổi PDD thành TMR

TMR tại một điểm P trong phantom được định nghĩa là tỷ số liều lượng tại điểm P trong phantom được chiếu xạ so với liều lượng tại điểm P trong không gian với cùng phantom đó có thêm lớp phủ với hai bên không giới hạn và có chiều dày đủ cho vùng build-up tối đa Điều này được thể hiện trong hình 1.8 (a) và hình 1.8 (b)

Hình 1.8: (a) Sự thiết lập để xác định liều lượng tại điểm P ở độ sâu d trong phantom (b) Sự thiết lập để xác định liều lượng tại điểm P trong cùng loại phantom với tấm phủ và có chiều dày vửa đủ cho vùng buld-up cực đại

Công thức tính TMR:

Ddm – liều lượng tại điểm P trong không gian với lớp phủ của phantom đủ cho vùng build-up cực đại và được biểu diễn như hình 1.8(b) Ad là diện tích trường chiếu tại độ sâu d, Tmr là tỷ số mô cực đại và E biểu diễn cho năng lượng chùm bức

xạ Do đó:

Ở đây: Dm là liều lượng tại điểm Q ở độ sâu dm từ mặt phantom trong hình 1.8(a) và là liều lượng tại vị trị build-up cực đại và pdd là liều sâu phần trăm tại P trong hình 1.8(a) với trường chiếu cho trước Vị trí của điểm Q trong (hình 1.8(a))

và P trong (hình 1.8(b)) là giống nhau với cùng phantom Nhưng P nằm ở khoảng cách F+d từ nguồn, trong khi Q ở khoảng cách F + dm từ nguồn Áp dụng định luật bình phương nghịch đảo và cho phép tìm ra các hệ số tán xạ

Liều tại điểm p: D d

Sp (Am, E) và Sp (Ad, E) biểu diễn các hệ số tán xạ tương ứng với diện tích trường chiếu Am (tại điểm Q) và Ad tương ứng với collimator cố định Do đó

Giá trị này của Tmr áp dụng cho chùm tia với kích thước trường Ad tại độ sâu d, và Pdd là liều sâu phần trăm

Việc xác định giá trị Sp (A, E) dựa vào định lý bình phương nghịch đảo

1.6.7 Hệ số tán xạ phantom (S p )

Hệ số tán xạ phantom là tỷ số giữa suất liều tại độ sâu tham khảo của trường chiếu nhất định so với suất liều tại cùng độ sâu nhưng với kích thước trường tham khảo (10x10 cm), điều đó khó khăn trong đo đạc thực nghiệm [30] Do vậy, cần đưa

ra phương pháp đo gián tiếp hệ số tán xạ phantom, liên quan đến hệ số tán xạ tổng (Scp) với hệ số tán xạ collimator (Sc) như sau:

Chỉ số r biểu diễn kích thước trường chiếu

Hệ số tán xạ tổng thu được từ công thức:

M là monitor unit, s là trường quan tâm, D là liều hấp thụ, dref và Sref lần lượt là độ sâu và kích thước trường tham khảo

Hệ số tán xạ collimator Sc được xác định theo công thức: