Phương pháp đo dữ liệu chùm photon và chuẩn liều photon năng lượng cao cho máy gia tốc y tế thẳng tuyến tính luận văn ths 06

Bản Luận văn: “Đo dữ liệu chùm photon và chuẩn liều liều photon nănglượng cao cho máy gia tốc y tế tuyến tính” có nhiệm vụ: - Nghiên cứu, thực hànhphương pháp đo dữ liệu chùm photon phục

Trang 1

ĐẠI HỌC QUỐC GIA HÀ NỘI

TRƯỜNG ĐẠI HỌC KHOA HỌC TỰ NHIÊN

Trang 2

ĐẠI HỌC QUỐC GIA HÀ NỘI

TRƯỜNG ĐẠI HỌC KHOA HỌC TỰ NHIÊN

-Nguyễn Ngọc Huynh

PHƯƠNG PHÁP ĐO DỮ LIỆU CHÙM PHOTON VÀ

CHUẨN LIỀU PHOTON NĂNG LƯỢNG CAO CHO MÁY GIA TỐC

Y TẾ THẲNG TUYẾN TÍNH

Chuyên ngành: Vật lý nguyên tử

Mã số: 60440106

LUẬN VĂN THẠC SĨ KHOA HỌC

Thầy hướng dẫn: TS Trần Ngọc Toàn

Hà Nội – Năm 2014

Trang 3

Luận văn Thạc sỹ khoa học

MỤC LỤC

Danh mục kí hiệu và các chữ viết tắt ………

Danh mục các bảng

Danh mục các hình vẽ, đồ thị

MỞ ĐẦU 1

CHƯƠNG 1 - TỔNG QUAN VỀ ĐO DỮ LIỆU CHÙM PHOTON VÀ CHUẨN LIỀU CHO MÁY GIA TỐC Y TẾ TUYẾN TÍNH 3

CHƯƠNG 2 - MÁY GIA TỐC Y TẾ TUYẾN TÍNH 6

2.1 Sơ lược về cấu tạo của máy gia tốc y tế tuyến tính 6

2.2 Nguyên lý hoạt động 10

CHƯƠNG 3 - CƠ SỞ LÝ THUYẾT PHƯƠNG PHÁP ĐO DỮ LIỆU CHÙM PHOTON VÀ CHUẨN LIỀU PHOTON NĂNG LƯỢNG CAO 12

3 1 Các khái niệm vật lý mô tả chùm tia do máy gia tốc phát ra 12

3.1.1 Khái niệm trường chiếu 12

3.1.2 Độ phẳng của trường chiếu (Flatness) 13

3.1.3 Sự đối xứng của trường chiếu (Symmetry) 14

3.1.4 Vùng mờ chùm bức xạ (Penumbra) 15

3.2 Cơ sơ lý thuyết phương pháp đo dữ liệu chùm photon 16

3.2.1 Phân bố liều hấp thụ khi chùm photon đi vào trong phantom nước 16

3.2.2 Phương pháp chuẩn SSD dùng để đo PDD 18

3.2.3 Phương pháp chuẩn SAD xác định các đại lượng TAR, TPR, TMR 21

3.2.4 Hệ số tán xạ phantom 27

3.2.5 Mối liên hệ giữa PDD và TAR, TMR 27

3.2.6 Hiệu chỉnh liều từ điều kiện chuẩn đến điều kiện điều trị 28

3.3 Đo dữ liệu chùm photon 31

3.3.1 Các thiết bị đo liều 31

3.3.2 Thiết lập phép đo 33

3.3.3 Đo dữ liệu chùm photon với kích thước các trường mở 34

3.3.4 Đo dữ liệu chùm photon với kích thước các trường nêm 36

Trang 4

3.3.5 Đo các hệ số truyền qua của khay đỡ và các khối che chắn 37

3.3.6 Đo hệ số truyền qua của nêm cơ học 39

3.3.7 Chuẩn bảng hệ số liều tương đối 40

3.4 Chuẩn liều hấp thụ trong nước theo quy trình TRS398 41

3.4.1 Điều kiện chuẩn, các đại lượng ảnh hưởng đến liều hấp thụ trong nước 41

3.4.2 Định vị buồng ion hóa 42

3.4.3 Chuẩn buồng ion hóa 42

3.4.4 Phương pháp luận cho việc xác định liều hấp thụ trong nước 43

CHƯƠNG 4 - KẾT QUẢ THỰC NGHIỆM 50

4.1 Kết quả đo dữ liệu chùm photon với kích thước các trường mở 50

4.2 Kết quả đo dữ liệu chùm photon với kích thước các trường nêm 53

4.3.Đo các hệ số truyền qua của khay đỡ và các khối che chắn 57

4.4 Kết quả chuẩn bảng hệ số liều tương đối 58

4.5 So sánh kết đo với dữ liệu trong BJR 1996 58

4.6 Kết quả thực nghiệm chuẩn liều cho máy gia tốc thẳng xạ trị 60

KẾT LUẬN 65

TÀI LIỆU THAM KHẢO 67

PHỤ LỤC 68

Trang 5

DANH MỤC KÍ HIỆU VÀ CÁC CHỮ VIẾT TẮT

Trang 6

Bảng 3.1: Bảng chuẩn hệ số liều tương đối

Bảng 3.2: Điều kiện chuẩn cho việc xác định TPR20,10

Bảng 3.3: Các hệ số hàm bậc hai đối với tính toán hệ số tái hợp ion ks

Bảng 4.1: Kết quả đo hệ số truyền qua của các khối che chắn

Bảng 4.2: Kết quả đo hệ số truyền qua khay đỡ

Bảng 4.3: Bảng hệ số liều tương đối của tất cả các trường mở được chuẩn theo phương pháp SSD tại dref là 5cm, kích thước trường tham khảo 10cm x 10cm, tại SSD=100 và năng lượng 6MV

Bảng 4.4: Bảng so sánh kết quả đo hệ số liều tương đối với dữ liệu trong BJR 1996

Trang 7

DANH MỤC CÁC HÌNH VẼ VÀ ĐỒ THỊ

Hình 2.1: Sơ đồ cấu tạo máy gia tốc tuyến tính 6

Hình 2.2: Sơ đồ khối chính của một máy gia tốc thẳng thông thường 7

Hình 2.3: Đầu máy gia tốc khi phát chùm tia 10

Hình 3.1: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm photon 12

Hình 3.2: Chuyển đổi dữ liệu trường xạ vuông - chữ nhật -tròn 13

Hình 3.3: Độ phẳng của chùm photon 14

Hình 3.4: Mô tả các vùng của đường phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm để tính hệ số đối xứng chùm photon 15

Hình 3.5: Mô tả kích thước vùng mờ điều trị của chùm photon 16

Hình 3.6: Phân bố liều hấp thụ của chùm photon trên trục trung tâm trong phantom nước 17

Hình 3.7: Bố trí phép đo liều sâu phần trăm (PDD) 19

Hình 3.8: Sự thay đổi liều sâu phần trăm (PDD) theo SSD 20

Hình 3.9: Mô tả điểm đồng tâm trong phép đo SAD 22

Hình 3.10: Bố trí phép đo TAR 23

Hình 3.11: Bố trí phép đo PSF 24

Hình 3.12: Bố trí phép đo TPR(s,Q,d) 25

Hình 3.13: Bố trí phép đo TMR(s,Q,d) 26

Hình 3.14: Hiệu chỉnh liều đối với sự khác biệt giữa kích thước trường chuẩn và kích thước trường điều trị 29

Hình 3.15: Hiệu chỉnh suất liều đầu ra đối với độ sâu của điều kiện điều trị 30

Hình 3.16: Hiệu chỉnh với khối che chắn và nêm lọc 30

Hình 3.17: Hiệu chỉnh khoảng cách điều trị so với điều kiện chuẩn 31

Hình 3.18: Cấu tạo của buồng ion hóa hình trụ Farmer 32

Hình 3.19: Phantom nước hình lập phương 32

Hình 3.20: Thiết lập phép đo phân bố liều của đường chéo trường xạ 36

Hình 3.21: Thiết lập phép đo phân bố liều theo hướng của nêm 37

Hình 3.22: Bố trí phép đo hệ số truyền qua của nêm 39

Trang 8

Hình 4.1: Phân bố liều theo chiều sâu trong phantom nước với năng lượng chùm

photon 6MV 50

Hình 4.2: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm tia ứng với các đô sâu khác nhau 51

Hình 4.3: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm tia theo phương đường chéo trường xạ lớn nhất 40cm x 40cm 51

Hình 4.4: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm tia với trường 10cm x 10cm tại độ sâu dmax 52

Hình 4.5: Phân bố liều theo chiều sâu trong phantom nước với nêm 150 53

Hình 4.8: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm tia theo hướng của nêm 150 55

Hình 4.12: Đồ thị so sánh kết quả đo liều sâu phần trăm và bộ dữ liệu BJR 1996 với trường tham khảo 10cm x10cm 58

Hình 4.13: So sánh kết quả đo hệ số liều tương đối với dữ liệu trong BJR 1996 60

Trang 9

Em xin gửi lời cảm ơn đến các anh, chị và các bạn đồng nghiêp tại ViệnKhoa học và kỹ thuật hạt nhân, Cục An toàn bức xạ và hạt nhân đã giúp đỡ, chia sẻvới em những kiến thức, trao đổi chuyên môn, học thuật trong quá trình em nghiêncứu, thực hiện khóa luận tốt nghiệp

Cuối cùng, em xin gửi lời cảm ơn sâu sắc đến gia đình, bạn bè và người thânnhững người luôn kịp thời động viên và giúp đỡ em trong công việc và cuộc sống

Em xin trân trọng cảm ơn!

Học viênNguyễn Ngọc Huynh

Trang 10

cường độ và năng lượng chùm electron và photon cao hơn Trong suốt 50 năm đầuphát triển kỹ thuật xạ trị, công nghệ xạ trị phát triển khá chậm chạp và chủ yếu dựatrên ống phóng tia X Phát minh về thiết bị xạ trị từ xa dùng nguồn Cobalt- 60 củaH.E Johns vào đầu những năm năm mươi của Thế kỷ XX đã tạo nên bước pháttriển lớn trong việc tìm kiếm những nguồn photon năng lượng lớn hơn và thiết bị xạtrị dùng nguồn Cobalt- 60 đã được đặt lên vị trí hàng đầu trong một số năm Trongthời gian đó, máy gia tốc tuyến tính cũng được nghiên cứu phát triển và nhanhchóng chiếm ưu thế so với thiết bị xạ trị dùng nguồn Cobalt- 60 Cho đến nay máygia tốc tuyến tính dùng trong xạ trị chiếu ngoài đã trở thành nguồn bức xạ được sửdụng rộng rãi nhất trong kỹ thuật xạ trị hiện đại hiện nay – đây là phương pháp rấthữu hiệu trong điều trị ung thư Với thiết kế nhỏ gọn và hiệu quả, máy gia tốc tuyếntính rất linh hoạt trong sử dụng, cung cấp các nguồn tia X megavolt hoặc electroncho điều trị với một dải năng lượng rộng đáp ứng được yêu cầu hiện nay Với sựphát triển mạnh mẽ của công nghệ thông tin, các máy gia tốc dùng trong xạ trị đềuđược kết nối với hệ điều khiển tự động Quá trình chiếu được điều khiển tự động từ

hệ máy tính trung tâm cho phép điều chỉnh năng lượng của chùm electron, kiểmsoát được liều và suất liều phát ra

Bản Luận văn: “Đo dữ liệu chùm photon và chuẩn liều liều photon nănglượng cao cho máy gia tốc y tế tuyến tính” có nhiệm vụ: - Nghiên cứu, thực hànhphương pháp đo dữ liệu chùm photon phục vụ mục đích commissioning cho máygia tốc y tế tuyến tính; - Tìm hiểu quy trình chuẩn liều cho máy gia tốc y tế tuyếntính TRS398 theo hướng dẫn của cơ quan Năng lượng nguyên tử quốc tế (IAEA); –

Đo dữ liệu chùm photon đối với các trường mở, trường có nêm lọc và chuẩn bảng

hệ số đầu ra cho máy gia tốc Ngoài phần mở đầu, kết luận và phụ lục, bản Luận văn

được chia thành bốn chương: Chương I trình bày về “Tổng quan về đo dữ liệu chùm photon và chuẩn liều cho máy gia tốc y tế tuyến tính” Chương này mô tả

1

Trang 11

ngắn gọn tình hình nghiên cứu trong nước và quốc tế và mục đích nghiên cứu.Chương II trình bày về cấu tạo và nguyên lý hoạt động của máy gia tốc y tế tuyến

tính, chương này trình bày ngắn gọn về cấu tạo và nguyên lý hoạt đồng của máy gia

tốc y tế tuyến tính dùng trong xạ trị Chương III trình bày cơ sở phương pháp đo dữ

liệu chùm photon và chuẩn liều photon năng lượng cao, trong Chương này trình bày

phương pháp đo dữ liệu chùm photon và các tham số liên quan khác, tìm hiểu quytrình chuẩn liều photon năng lượng cao TRS398 theo hướng dẫn của Cơ quan Nănglương nguyên tử quốc tế (IAEA) Chương IV trình bày kết quả thực nghiệm đo dữliệu chùm photon 6MV tại Bệnh viện Ung bướu Tp HCM và so sánh một số kết quả

đo được với bộ dữ liệu liều tham khảo trong BJR 1996

Trang 12

CHƯƠNG 1 - TỔNG QUAN VỀ ĐO DỮ LIỆU CHÙM PHOTON VÀ CHUẨN LIỀU CHO MÁY GIA TỐC Y TẾ TUYẾN TÍNH

Tại Việt Nam việc xạ trị bằng máy gia tốc đã được áp dụng từ năm 2001 khiBệnh viện K- Hà Nội được trang bị hệ thống máy gia tốc tuyến tính Primus củahãng Siemens Đến nay, trên cả nước đã có thêm nhiều cơ sở khác cũng đã sử dụngmáy gia tốc tuyến tính xạ trị như: Bệnh viện Bạch Mai, Bệnh viện Ung bướu HàNội, Bệnh Viện Quân Y 103, Bệnh viện Chợ Rẫy, Bệnh Viện Quân Y 175, Bệnhviện Đa khoa Đà Nẵng, Bệnh Viện Đa Khoa Quy nhơn…

Đến năm 2020, nước ta đang và sẽ xây dựng 05 trung tâm xạ trị-Y học hạtnhân trọng điểm trên cả nước bao gồm: Trung tâm xạ trị trung ương tại Bệnh việnK; Trung tâm Y học hạt nhân và xạ trị tại Bệnh viện Trung ương quân đội 108; Bệnhviện Ung bướu Thành phố Hồ Chí Minh; Bệnh viện Ung bướu Đà Nẵng và Bệnhviện Đa khoa Kiên Giang, Mục tiêu đến năm 2020, 80% tỉnh, thành phố trực thuộcTrung ương có cơ sở y học hạt nhân và cơ sở ung bướu có thiết bị xạ trị Toàn quốcđạt tỷ lệ ít nhất 01 thiết bị xạ trị và 01 thiết bị xạ hình trên 1 triệu dân [1]

Theo quy ước, người ta lấy thế gia tốc chùm electron tạo ra chùm photon đểchỉ mức năng lượng của chùm photon tương ứng Ví dụ, đối với máy gia tốc xạ trị ởBệnh viện Ung bướu Tp HCM chế độ phát chùm photon có 2 mức ứng với thế giatốc các chùm điện tử là 6 MV và 18MV, tương ứng ta thu được hai mức năng lươngcủa chùm photon là 6MV và 18MV

Các thông số về máy gia tốc là các dữ liệu cần thiết cho việc lập kế hoạchđiều trị trên bệnh nhân Những dữ liệu này là dữ liệu đầu vào bắt buộc của chươngtrình lập kế hoạch điều trị Từ các dữ liệu đó, hình ảnh giải phẫu của khối u trênbệnh nhân, máy tính sẽ tính toán các phân bố liều vào khối u Do đó, cần phải đođạc dữ liệu trường liều của chùm electron và photon tương ứng với tất cả các mứcnăng lượng đối với các trường mở và trường nêm Dữ liệu phân bố liều theo độ sâutại trục trung tâm và phân bố liều photon nằm ngoài trục trung tâm tại các độ sâukhác nhau đối với các trường mở và trường có nêm cần phải được đo đạc Đối vớicác trường nêm các hệ số truyền qua các khối che chắn, khay, nêm lọc… cũng cần

3

Trang 13

phải đo đạc và tính toán Vấn đề commissioning cho các máy gia tốc y tế là rất phứctạp và mất nhiều thời gian, các kỹ sư vật lý phải đối mặt với rất nhiều thách thứcnhư cần độ chính xác cao, phải lựa chọn nhiều phương pháp và cần một khoảng thờigian dài Các thông số dữ liệu chùm tia sẽ làm cơ sở dữ liệu đầu vào cho hệ thốnglập kế hoạch điều trị Vì vậy, công việc đo đạc các thông số dữ liệu chùm photon vàđiện tử trên máy gia tốc xạ trị là một yêu cầu quan trọng đối với các cơ sở xạ trị vàbắt buộc phải được thực hiện trước khi đưa máy gia tốc vào hoạt động Việc đo đạc

dữ liệu chùm tia là tuyệt đối quan trọng, cần độ chuẩn xác cao nhất để tránh sai sốkhi điều trị bệnh nhân Ngoài ra, việc đo đạc các thông số chùm tia để có thể xácnhận đặc tính chùm tia có đúng với đặc trưng kỹ thuật của nhà sản xuất máy gia tốc

đã công bố hay không

Trên thế giới, công việc đo đạc dữ liệu chùm tia cho máy gia tốc đã đượcthực hiện từ rất lâu Với sự phát triển rất nhanh của các cơ sở xạ trị và các vấn đềvật lý xạ trị liên quan, năm 1953 Viện phóng xạ Anh Quốc (British Institute ofRadiology) đã công bố tài liệu về bộ dữ liệu liều sâu phần trăm sử dụng trong xạ trị(BJR Supplement 5), đến năm 1983, đã cập nhât và tái bản bộ dữ liệu liều sâu phầntrăm sử dụng trong xạ trị (BJR Supplement 17) và đến năm 1996 các nhà khoa họccủa Anh tại Viện nghiên cứu về ung bướu và Viện Vật lý và Kỹ thuật trong y học vàsinh học đã xây dựng bộ dữ liệu tham khảo về giá trị liều sâu phần trăm sử dụngtrong xạ trị (BJR 1996) Dữ liệu liều sâu phần trăm tham khảo đã cung cấp bởi tàiliệu BJR 1996 thường được các kỹ sư vật lý y sinh sử dụng rất hữu hiệu Đối vớicác cơ sở xạ trị không có đủ trang thiết bị về đo liều hoặc không có các nhân viên

đủ kinh nghiệm thì có thể sử dụng dữ liệu tham khảo trong BJR 1996 cho các máygia tốc xạ trị của họ, với bộ dữ liệu tham khảo về liều sâu phần trăm tại trục trungtâm, các kỹ sư vật lý y sinh, các nhà xạ trị và những người làm công việc lập kếhoạch điều trị có thể tìm thấy trong BJR 1996 nhiều thông tin liên quan đến cáctham số vật lý cần thiết Hiện nay, tất cả các nhà cung cấp máy gia tốc thẳng xạ trịlớn trên thế giới như Varian, Siemens, Elekta… đều cung cấp bộ dữ liệu chùm tiacho khách hàng của họ Tuy nhiên, các nhà chế tạo máy gia tốc cũng chưa đảm bảo

Trang 14

sai khác nhau dưới 2% Vì vậy, đối với mỗi máy gia tốc thẳng xạ trị trước khi đưavào hoạt động bắt buộc phải tiến hành đo trực tiếp các dữ liệu chùm tia trên mỗimáy.

Tại Việt Nam, thời gian đầu, việc đo đạc dữ liệu chùm tia trước khi đưa máyvào hoạt động đa phần được thực hiện bởi các chuyên gia nước ngoài Tuy nhiên,đến nay các kỹ sư vật lý Việt Nam đã làm chủ được kỹ thuật đo dữ liệu chùm tiatrên máy gia tốc y tế từng bước giúp các cơ sở có sử dụng máy gia tốc thẳng xạ trịtrong cả nước tiết kiệm được kinh phí và thời gian khi phải thuê các chuyên gianước ngoài

Trên thế giới có nhiều quy trình chuẩn liều như IAEA TRS 277, 398, AAPMTG-51và DIN 6800-2 được sử dụng rộng rãi Ở Việt Nam hiện nay có khoảng 30máy gia tốc y tế tuyến tính dùng trong xạ trị, đa phần các máy này được chuẩn bởicác kỹ sư vật lý tại Trung tâm An toàn bức xạ, Viện Khoa học và Kỹ thuật hạt nhân,Viện Năng lượng nguyên tử Việt Nam thực hiện theo quy trình TRS 398 của IAEA

Mục đích nghiên cứu: Tìm hiểu phương pháp đo dữ liệu chùm photon, cơ sở

phương pháp chuẩn liều photon cho máy gia tốc thẳng xạ trị theo quy trình TRS 398của IAEA Tiến hành đo và thu thập phân bố liều hấp thụ tương đối của chùmphoton năng lượng 6 MV đối với các trường mở và trường có nêm lọc theo độ sâutrong phantom nước và phân bố liều theo các mặt phẳng vuông góc với trục củachùm photon trong phantom Đo các thông số đặc trưng của chùm photon 6 MVnhư: xác định độ đối xứng, độ phẳng, vùng bán dạ Ngoài ra, bản Luận văn đãnghiên cứu phương pháp xác định các hệ số truyền qua các nêm lọc, khối che chắn

và khay đỡ và chuẩn bảng hệ số liều tương đối

5

Trang 15

CHƯƠNG 2 - MÁY GIA TỐC Y TẾ TUYẾN TÍNH

Đối với kỹ sư vật lý làm công tác chuẩn liều cũng như đảm bảo chất lượngcho máy gia tốc y tế tuyến xạ trị, cần phải hiểu rõ cấu tạo, chức năng và nguyên lýhoạt động của từng bộ phận và cấu tạo của máy gia tốc để khi liều phát ra từ máygia tốc không đạt chất lượng mong muốn thì 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 phùhợp Chương này sẽ giới thiệu những bộ phận chính và nguyên lí hoạt động củamáy gia tốc y tế thẳng

2.1 Sơ lược về cấu tạo của máy gia tốc y tế tuyến tính

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 2.1 và Hình 2.2 [6]:

Hình 2.1: 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 được sử dụng để gia tốc các điện tử trong ống dẫn sóng gia tốc đã được hút chân không Cả hai được

Trang 16

lắp thêm bộ điều chỉnh tần số tự động AFC (Automatic Frequency Control) để cóthể duy trì dao động với tần số tối ưu.

Hình 2.2: 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 máykhuếch đại dao động sóng Klystron cần một máy phát dao động năng lượng thấp đikèm để cung cấp dao động ở lối vào của Klystron Nhờ đó nó sẽ khuếch đại daođộng có năng lượng thấp này lên đến năng lượng rất cao

Súng electron (Electron gun): là thiết bị phát ra các electron, gồm có hailoại chính là loại hai cực (diode) và loại ba cực (triode) Cơ chế cung cấp nhiệt chosúng electron có thể là trực tiếp hoặc gián tiếp tùy theo nhà sản xuất Hai loại súngnày đều có một sợi dây Catôt được nung nóng và cực Anôt có đục một lỗ nhỏ ởgiữa, với súng loại 3 cực còn có thêm một lưới điều khiển Các electron phát ra từsợi 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

7

Trang 17

Hệ thống gia tốc electron gồm có ống gia tốc, dùng để gia tốc chùmelectron tới năng lượng cao nhờ vi sóng, hệ thống từ trường hội tụ chùm electronnày khi chúng chạy trong ống

Ống gia tốc: được cấu tạo gồm các ống bằng đồng có bề mặt bên trongtròn phẳng, được đặt tách biệt nhau và các hốc cộng hưởng dùng để tạo ra độ lệchpha 180o với cấu trúc gia tốc bằng sóng dừng

Hệ thống vận chuyển chùm electron:

Ở các máy gia tốc y tế tuyến tính năng lượng thấp thì bia tia X (Bia phát bức

xạ hãm) được nhúng trong ống dẫn sóng gia tốc và không có sự vận chuyển chùmtia giữa ống dẫn sóng gia tốc và bia tia X

Đối với máy gia tốc thẳng y tế năng lượng trung bình (10MV) và năng lượngcao (trên 15MV), ống dẫn sóng gia tốc được đặt song song với trục quay cần máy

và chùm điện tử bị uốn để nó đập vào bia phát bức xạ hãm, có ba hệ thống lái chùmđiện tử góc 90º, 270º, 112.5º đã được sử dụng trong máy giá tốc y tế tuyến tính Hệthống vận chuyển chùm điện tử này được sử dụng để lái chùm điện tử từ ống dẫnsóng gia tốc tới bia tia X hoặc để đưa chùm electron xạ trị ra khỏi đầu máy điều trị.Ngoài ra, còn có các cuộn dây từ trường hội tụ, được sử dụng để lái và tập trung củachùm điện tử gia tốc, cũng là những thành phần của hệ thống vận chuyển chùm tia

Đầu máy điều trị bao gồm [2], [3], [6]:

- Bia tia X: bằng kim loại có Z lớn, dùng để tạo ra chùm photon xạ trị bằnghiệu ứng tạo bức xạ hãm khi chùm electron (đã được gia tốc) xuyên sâu vào trongbia Nếu điều trị bằng chùm electron thì không dùng bia

- Bộ lọc phẳng (Flattening Filters): chùm photon được tạo ra là sự kết hợpgiữa bia và bộ lọc Cường độ chùm photon tạo ra ở bia chủ yếu hướng về phíatrước 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 chechắn (block) để tạo hình dạng trường chiếu thích hợp

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

Trang 18

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 ống chuẩn trực quay.Buồng này có các chức năng cấp liều chiếu chính xác, theo dõi sự đồng nhất củaliều chiếu và hiệu chỉnh năng lượng Khi sử dụng, nó phải thỏa mãn các yêu cầusau: theo dõi và kiểm soát việc cấp liều cho cả chùm photon và electron Theo dõisuất liều cùng với cơ cấu bù liều tự động và tức thời Theo dõi sự đồng nhất (hay sựđối xứng) và độ phẳng của chùm tia để thông báo cho hệ thống tự điều chỉnh khicần Khi các yếu tố trên nằm ngoài giới hạn cho phép, nó sẽ tự động kết thúc quátrình điều trị 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 vịcủa liều chiếu phát ra từ máy gia tốc Mối liên hệ giữa liều chiếu (đơn vị là MU) vàliều hấp thụ (đơn vị là Gy) được quy ước như sau: giả sử máy gia tốc phát ra liềuchiếu là 1MU thì khi đó liều hấp thụ thu trong phanton nước trên trục của chùm tiatại độ sâu có liều cực đại bằng 1cGy trong điều kiện khoảng cách từ nguồn tới bềmặt nước là 100 cm, với độ rộng trường chiếu là 10x10cm2

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

Hệ thống phụ của máy gia tốc thẳng y tế bao gồm các bộ phận hỗ trợ khôngtrực tiếp liên quan tới việc gia tốc các điện tử Hệ thống phụ của máy gia tốc thẳng

Trang 19

Hình 2.3: Đầu máy gia tốc khi phát chùm tia 2.2 Nguyên lý hoạt động [2], [3], [6]

Đầu tiên, các electron sinh ra do bức xạ nhiệt từ súng electron Nhữngelectron này được điều biến thành các xung rồi phun vào trong buồng gia tốc.Buồng gia tốc là buồng có cấu trúc dẫn sóng mà trong đó năng lượng dùng để giatốc các electron được lấy từ bộ phát sóng cao tần phát tần số khoảng 3000 MHz, cóhai loại là buồng gia tốc, buồng gia tốc sử dụng sóng chạy và buồng gia tốc sử dụngsóng 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 chếxung tới máy phát vi sóng Cấu trúc này thường sử dụng “van” Magnetron (dùngcho máy gia tốc phát ra mức năng lượng trung bình) Ở một số máy gia tốc tuyếntính phát năng lượng cao, người ta hay sử dụng “van” Klystron, “van” này tuy đắttiền 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

Trang 20

tốc cao được phun vào ống dẫn sóng gia tốc cùng một thời điểm với xung vào củanguồn phát xung để tạo ra sự cộng hưởng Hệ thống ống dẫn sóng gia tốc và súngelectron 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 đoạnnày các electron tạo thành các xung) Năng lượng mà các electron có được từ nguồncung cấp sóng cao tần trong ống dẫn sóng tùy thuộc vào biên độ của điện trường, cónghĩa là phụ thuộc vào công suất của nguồn sóng cao tần (trong kỹ thuật, người tadựa vào yếu tố này và các yếu tố khác, để điều chỉnh suất ra cho máy) Chùmelectron 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 phầnxuyên tâm Tuy nhiên, sự phân kì này được khắc phục bằng cách sử dụng một từtrường hội tụ đồng trục, từ trường này do các cuộn dây nam châm quấn quanh ốnggia 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 chokhi xuất hiện từ ống gia tốc, chúng sẽ chuyển động theo đúng hướng vào vị trí yêucầu Khi máy ở chế độ phát photon thì chùm electron (đã được gia tốc tới nănglượng đủ lớn) sẽ được hướng vào một bia làm bằng vật liệu có số nguyên tử lớn Tạiđây 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 sửdụng điều trị bệnh cho bệnh nhân Để tạo hình dạng cho chùm bức xạ trong điều trịngười 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 đođạc chùm tia thì trước tiên ta phải “xác định hình dạng chùm tia” Việc định dạngnày nhằm xác định kích thước, hình dạng, tính chất,…của chùm tia

11

Trang 21

CHƯƠNG 3 - CƠ SỞ LÝ THUYẾT PHƯƠNG PHÁP ĐO DỮ LIỆU CHÙM PHOTON VÀ CHUẨN LIỀU PHOTON NĂNG LƯỢNG CAO

3 1 Các khái niệm vật lý mô tả chùm tia do máy gia tốc phát ra

3 1.1 Khái niệm trường chiếu

Giao điểm giữa chùm tia với mặt cắt vuông góc với chùm tia tại một điểmcần đo sẽ tạo thành một trường (field) chiếu tại điểm đó Các trường chiếu thườngđược sử dụng là trường chiếu hình vuông; kích thước trường a × a (cm) Trườngchiếu hình chữ nhật kích thước trường a × b(cm), các trục đối xứng hình chữ nhật làtrục 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)

Kích thước trường chiếu: Kích thước trường chiếu được xác định là độ rộng

của trường chiếu xạ tại SSD hoặc SAD của máy gia tốc xạ trị và cũng được xác định

là độ rộng 50% của phân bố liều theo phương ngang tại độ sâu phép đo [3],[7]

Hình 3.1: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm photon

Các tham số được đo như là PDD, TAR, TPR và SAR được đo đạc với kíchthước trường vuông Tuy nhiên, trường xạ trị có thể là trường chữ nhật hoặc hìnhtròn hoặc một hình dạng bất kỳ nào đó Quy tắc chuyển đổi chuyển đổi từ trườngchữ nhật sang trường vuông theo công thức 2ab/(a + b) với a và b là chiều rộng vàchiều dài của các trường chữ nhật

Trang 22

Hình 3.2: Chuyển đổi dữ liệu trường xạ vuông - chữ nhật -tròn

Mặc dù về phương diện hình học hai hình ABCD và EFGH trên Hình 3.2 có

cùng diện tích là 100cm2 Tuy nhiên, hệ số đầu ra bức xạ tại điểm D trên Hình 3.2

của trường xạ vuông tương đương với trường xạ chữ nhật (5 x 20 cm2) sẽ là (8 x8cm2), điều này là do năng lượng tán xạ theo hướng chiều dài của hình chữ nhậtđóng góp vào điểm D giảm đi Trường vuông tương đương với kích thước củatrường chữ nhật (31 x 40 cm2) là trường xạ (34.9 x 34.9cm2), khi đó dữ liệu đo đạcđối với kích thước của trường được lưu giữ dưới trường xạ (35 x 35cm2)

Nếu các hệ số đầu ra của các trường hình chữ nhật mà sai khác quá 2% so vớicác trường vuông tương đương, thì khi đó cần phải có một bảng hệ số đầu ra đối vớimỗi trường hình chữ nhật

3.1.2 Độ phẳng của trường chiếu (Flatness)

Định nghĩa độ phẳng trường chiếu là sự biến đổi của liều tương đối trongvùng có độ rộng 80% kích thước trường chiếu (trường chuẩn với bề rộng của nóđược định nghĩa là bề rộng tại vị trí 50% của một đường đồng liều chuẩn trên mộtmặt phẳng ngang), tại độ sâu 10 cm, trường này nằm trong mặt phẳng vuông gócvới trục trung tâm của chùm tia Biểu thức xác định hệ số phẳng (F)[3]:

(3.1)Trong đó: Imax và Imin tương ứng là giá trị phần trăm liều lớn nhất và nhỏnhất trong khoảng 80% bề rộng của kích thước trường chiếu của một đường cong

13

Trang 23

liều chuẩn trên một mặt cắt ngang của trường tham khảo 10x10cm2 tại độ sâu 10

cm Giới hạn cho phép của F là ±3%

Hình 3.3: Độ phẳng của chùm photon 3.1.3 Sự đối xứng của trường chiếu (Symmetry)

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

Hệ số đối xứng của chùm photon (S) thông thường được xác định tại dmax S

là được tính toán theo công thức [5]

(3.2)

S: Hệ số đối xứng của chùm photton

arealeft: Vùng bên trái từ điểm liều 50% tới giá trị liều tại trục trung tâm.arearight: Vùng bên phải từ điểm liều 50% tới giá trị liều tại trục trung tâm

Trang 24

Hình 3.4: Mô tả các vùng của đường phân bố liều theo khoảng cách đến trục

trung tâm để tính hệ số đối xứng chùm photon

Kích thước thực tế của vùng mờ điều trị có thể được đo từ phân bố liều theophương ngang, thông thường vùng mờ điều trị là khoảng cách giữa điểm liều 80%

và 20% trên đường phân bố liều theo phương ngang của chùm tia được đo tại độ sâu

10 cm trong phantom nước Yêu cầu đối với kích thước vùng mờ chùm bức xạ là càng nhỏ càng tốt

15

Trang 25

Hình 3.5: Mô tả kích thước vùng mờ điều trị của chùm photon

3.2 Cơ sơ lý thuyết phương pháp đo dữ liệu chùm photon

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

3.2.1 Phân bố liều hấp thụ khi chùm photon đi vào trong phantom nước

Khi một chùm photon đi vào môi trường không khí, thông lượng photon vàliều hấp thụ sẽ giảm theo quy luật bình phương khoảng cách Tuy nhiên, khi photon

đi vào một môi trường có khối lượng riêng lớn như phantom nước thì liều hấp thụkhông còn tuân theo quy luật khoảng cách nữa Do đó, việc xác định liều hấp thụ

trong phantom sẽ rất khó khăn Hình 3.6 minh họa một phân bố liều hấp thụ trên

trục trung tâm khi chùm tia photon đi vào phantom nước Ta thấy rằng, khi chùmphoton đi vào bề mặt phantom, tại đó liều hấp thụ có giá trị Ds Sau đó, khi nó đisâu vào phantom, liều hấp thụ tăng lên nhanh chóng đạt giá trị cực đại Dmax tại d =

dmax, vượt quá độ sâu dmax liều hấp thụ giảm cho đến giá trị Dex ở cạnh lối ra củaphantom Đối với chùm photon, liều hấp thụ tại bề mặt phantom thấp hơn nhiều sovới liều hấp thụ cực đại tại độ sâu dmax Nó phụ thuộc vào năng lượng và tăng theokích thước trường chiếu

Liều hấp thụ tại bề mặt phantom có sự đóng góp: Những photon tán xạ từ bộchuẩn trực, nêm lọc và không khí, photon tán xạ từ phantom, những electron nănglượng 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 d = 0

Trang 26

và độ sâu d = dmax trong phantom Liều hấp thụ tại một điểm trong phantom đượcquyết định bởi những hạt mang điện thứ cấp được tạo ra bởi các hiệu ứng quangđiện, 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

Hình 3.6: Phân bố liều hấp thụ của chùm photon trên trục trung tâm trong

- Vượt quá độ sâu dmax, 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 trongphantom giảm) Độ sâu dmax của liều hấp thụ cực đại Dmax phụ thuộc vào năng lượng của photon và kích thước trường chiếu

17

Trang 27

3.2.2 Phương pháp chuẩn SSD dùng để đo PDD

Phương pháp chuẩn SSD là phương pháp đo cố định khoảng cách từ nguồnđến bề mặt phantom đối với tất cả các trường (Ví dụ: SSD= 100cm) Kích thướctrường chiếu chuẩn được xác định tại mặt phẳng trực giao giữa trường chiếu tại mặtnước, phương pháp này dùng để xác định tỉ lệ liều hấp thụ tương đối ở hai độ sâukhác nhau Liều sâu phần trăm (PDD) được sử dụng để tính toán thời gian điềutrị /MU

Phương pháp chuẩn SSD thuận tiện cho phép điều trị với phương thẳng đứng,đơn trường chiếu Khi điều trị với phương pháp SSD, khoảng cách nguồn và bề mặtbệnh nhân phải được giữ cố định đối với trường xạ trị và khoảng cách từ nguồn đếntâm khối u bằng SSD+độ sâu khối u sẽ lớn hơn SAD Vì vậy, hệ số đầu ra (MU) sẽnhỏ hơn so với phương pháp SAD và thời gian điều trị sẽ dài hơn

Định nghĩa PDD: là tỉ số giữa liều hấp thụ ở một độ sâu d với liều hấp thụ ở

một độ sâu danh định d0 (thường chọn tại dmax) theo trục trung tâm của chùm bức

xạ Liều sâu phần trăm (PDD) tại trục trung tâm của chùm tia được xác định bởibiểu thức:

(3.3)Với D là liều hấp thụ tại độ sâu d trên trục trung tâm của chùm tia Dmax làliều hấp thụ tại độ sâu dmax trên trục trung tâm của chùm tia

Trang 28

Hình 3.7: Bố trí phép đo liều sâu phần trăm (PDD), D là liều hấp thụ tại độ

sâu d, Dmax là liều hấp thụ tại độ sâu dmax, S là kích thước trường chiếu (S=AB)

Các yếu tố ảnh hưởng đến PDD:

a Năng lượng chùm tia: liều sâu phần trăm (PDD) tăng theo năng lượngchùm tia, những chùm tia có năng lượng cao hơn thì có khả năng đâm xuyên lớnhơn dẫn đến có PDD cao hơn Nếu ảnh hưởng của quy luật tỉ lệ nghịch bình phươngkhoảng cách và sự tán xạ là không đáng kể thì sự biến thiên của PDD theo độ sâugần như được biểu diễn bởi quy luật làm yếu theo hàm mũ

b Ảnh hưởng của kích thước trường chiếu (field size): với kích thước trườngchiếu đủ nhỏ thì có thể cho rằng liều theo độ sâu tại một điểm chỉ là kết quả củachùm bức xạ ban đầu Trong trường hợp này, sự đóng góp của các photon tán xạ tớiliều ở độ sâu d là rất nhỏ hoặc gần như bằng 0, nhưng khi kích thước trường chiếutăng thì sự đóng góp của liều tán xạ tới liều hấp thụ cũng tăng lên Vì vậy, PDDcũng tăng lên khi kích thước trường chiếu tăng lên Và do sự tăng của liều tán xạlớn hơn khi ở độ sâu lớn hơn độ sâu liều cực đại (dmax), nên sự tăng của PDD theokích thước trường chiếu sẽ rõ ràng hơn khi d > dmax Với chùm photon năng lượngcao, tán xạ chủ yếu hướng về phía trước nên sự phụ thuộc của PDD vào trườngchiếu ít rõ ràng hơn so với các chùm photon năng lượng thấp

c Ảnh hưởng của khoảng cách từ nguồn tới bề mặt da bệnh nhân (SSD):

Trang 29

19

Trang 30

cường độ các photon phát ra từ nguồn bức xạ biến thiên nghịch đảo với bìnhphương khoảng cách tới nguồn Do đó, tốc độ giảm liều trong không khí của nguồnbức xạ cũng sẽ biến thiên tỉ lệ nghịch với bình phương khoảng cách, thông thường,tốc độ giảm liều theo quy luật tỉ lệ nghịch với bình phương khoảng cách khi chùmtia ban đầu phát ra mà không có tán xạ Trong trường hợp xác định có tán xạ do bộchuẩn trực chùm tia hay do tán xạ vật chất nào đó trong chùm tia thì tốc độ giảmliều bức xạ sẽ bị sai lệch khỏi quy luật tỉ lệ nghịch với bình phương khoảng cách.

Do ảnh hưởng của quy luật tỉ lệ nghịch với bình phương khoảng cách nên PDD tănglên theo SSD Trong kỹ thuật điều trị cố định khoảng cách từ nguồn đến da bệnhnhân, SSD là một thông số cực kì quan trọng bởi nó ảnh hưởng rất lớn tới PDD.Trong khi đó PDD lại quyết định liều lượng có thể chuyển tới một độ sâu nào đó sovới liều bề mặt hoặc liều cực đại Tuy nhiên, vì tốc độ biến thiên liều lại giảm so vớikhoảng cách tới nguồn, nên trong thực tế SSD phải được bố trí ở một khoảng cáchsao cho có sự phù hợp giữa tốc độ giảm liều và độ lớn của PDD Trong điều trịnhững khối u sâu với chùm photon, SSD được yêu cầu tối thiểu 80cm

Mối liên hệ giữa liều sâu phần trăm (PDD) theo SSD:

f1 S

d

Hình 3.8: Sự thay đổi liều sâu phần trăm (PDD) theo SSD (a) có SSD=f1,

(b)có SSD=f2, cả hai phép đo (a) và (b) đều có kích thước của trường chiếu là (s x s) và độ sâu phép đo là d

20

Trang 31

Liều sâu phần trăm tại độ sâu d, SSD=f1 và kích thước trường chiếu vuông(s), liều theo độ sâu suy giảm theo nghịch đảo bình phương khoảng cách, suy giảmtheo hàm mũ và đóng góp bởi thành phần tán xạ [5], [7]

3.2.3 Phương pháp chuẩn SAD xác định các đại lượng TAR, TPR, TMR

Phương pháp chuẩn SAD là phương pháp thiết lập các phép đo tại điểm đồngtâm Điểm đồng tâm (Isocentre) là giao điểm trong không gian mà ở đây trục quaycủa cần máy, bàn điều trị, bộ chuẩn trực và trục trung tâm của chùm tia gặp nhau

Trang 33

Hình 3.9: Mô tả điểm đồng tâm trong phép đo SAD

Khi điều trị với phương pháp SAD thì khoảng cách giữa nguồn và tâm khối ucủa bệnh nhân giữ cố định Tâm khối u được định vị tại điểm đồng tâm của máy xạtrị Với phương pháp SAD, các tỉ số mô không khí (TAR) hoặc tỉ số mô cực đại(TMR) hoặc tỉ số mô phanom (TPR) được sử dụng để tính toán thời gian điều trị/MU, vì chúng không phụ thuộc vào khoảng cách SSD Khi sử dụng nhiều trườngchiếu để điều trị cho bệnh nhân, người ta thường dùng phương pháp SAD vì nó làmgiảm tác dụng của bức xạ tới các mô lành

Hệ số liều tương đối được đo tại điểm đồng tâm, độ sâu của phép đo nên lớnhơn dmax (10cm x 10cm) và bằng 5 cm đối với năng lượng chùm photon nhỏ hơn10MV và 10cm đối với các năng lượng chùm photon lớn hơn hoặc bằng 10MV Kíchthước trường chiếu chuẩn được xác định tại mặt phẳng trực giao giữa trường chiếuvới mặt phẳng chứa điểm đặt buồng ion hóa nằm trên trục trung tâm của chùm tia(tại độ sâu 5 cm hoặc 10cm)

Tỉ số mô không khí TAR: [5] Tỉ số liều giữa mô và không khí (TAR) là một

đại lượng được sử dụng rất hữu ích cho các tính toán của kỹ thuật điều trị bằngphương pháp quay (SAD) Trong kỹ thuật điều trị này nguồn bức xạ di chuyển trongmột đường tròn xung quanh một tâm điểm ở bên trong khối u Khi đó, SSD có thểthay đổi tùy thuộc vào hình dạng của đường viền bề mặt da bệnh nhân còn khoảngcách từ nguồn tới tâm khối u được định vị tại điểm đồng tâm là không đổi (SADkhông đổi)

Trang 34

TAR là tỉ số giữa liều hấp thụ (Dd) tại một điểm được xác định trongphantom ở độ sâu d trên trục trung tâm của chùm tia với liều hấp thụ cũng tại điểm

đó nhưng được đo trong không khí (Dair) Phép đo TAR được thiết lập tại điểm đồngtâm (isocentre) và khoảng cách nguồn tới điểm đo là SAD, kích thước trường chiếu

S, tại độ sâu d trong phantom nước, năng lượng chùm tia là Q: [5],[7]

(3.7)

Tỉ số mô không khí là tỉ số của hai liều (Dd và Dair) ở cùng một điểm nênkhông phụ thuộc vào khoảng cách tới nguồn của chùm photon, mà chỉ phụ thuộcvào độ sâu d, kích thước trường tại độ sâu phép đo và năng lượng (Q) của chùmphoton tới Tỉ số mô không khí (TAR) tăng với kính thước của trường chiếu (s) dođóng góp của thành phần tán xạ của chùm tia, tăng với độ sâu nhỏ hơn độ sâu dmax

và sau đó giảm với sự tăng của độ sâu và tăng với năng lượng của chùm bức xạ

Hình 3.10: Bố trí phép đo TAR (a) Liều hấp thụ tại độ sâu d trong Phantom

nước (b) Liều hấp thụ trong không khí

Hệ số tán xạ đỉnh (PSF) hoặc hệ số tán xạ ngược (BSF): Hệ số tán xạ

ngược (BSF) là một thuật ngữ trước đây của hệ số tán xạ đỉnh (PSF) với chùm tia cónăng lượng của nguồn Co60 và năng lượng thấp hơn Tuy nhiên, với chùm năng

23

Trang 35

lượng cao được phát ra từ máy gia tốc hệ số tán xạ ngược được gọi là hệ số tán xạđỉnh, nó được sử dụng để biểu thị ảnh hưởng của bức xạ tán xạ tới điểm cần đo PSFhoặc BSF thực chất là giá trị của tỉ số mô không khí (TAR) tại độ sâu dmax, các giátrị PSF hoặc BSF được sử dụng hữu ích cho việc chuyển đổi liều trong không khívới liều lượng trong các mô và ngược lại

Hệ số tán xạ đỉnh được định nghĩa là tỉ số giữa liều hấp thụ nằm trên trụctrung tâm ở độ sâu có liều cực đại trong phantom với liều tại điểm đó nhưng được

đo trong không khí Hệ số tán xạ đỉnh luôn lớn hơn một và được xác định bởi biểuthức:[4], [10]

(3.8)Với Dmax là liều hấp thụ ở độ sâu dmax trong phantom, Dair là liều hấp thụ tại

độ sâu d = dmax được đo trong không khí

Hình 3.11: Bố trí phép đo PSF (a) Bố trí hình học cho phép đo Dmax ở độ

sâu liều hấp thụ cực đại dmax trong phantom (b) Bố trí hình học cho phép đo Dair ở

độ sâu chuẩn d =dmax trong không khí

Tỉ số mô phantom TPR (Tissue − Phantom Ratio): Tỉ số mô không khí

(TAR) chỉ áp dụng tốt trong phép đo bố trí SAD cho chùm tia photon năng lượng

Trang 36

của nguồn Co60 và năng lượng thấp Tỉ số mô không khí (TAR) không thể áp dụngcho chùm tia X được tạo ra bởi máy gia tốc thẳng năng lượng cao do các khó khăntrong việc xác định liều hấp thụ cho “một khối nước nhỏ trong không khí” (vì khi

đó “buildup cap” cho buồng ion hóa phải cực lớn để đảm bảo điều kiện cân bằng hạtmang điện) Dođó, nhưmột khái niệm thay thếcho tỉ sốmô không khí (TAR), tỉ số

mô phantom (TPR) được sử dụng cho chùm photon năng lượng MV

Tỉ số mô phantom TPR được xác định là tỉ số của liều tới khối mô nhỏ tại độsâu d trên cùng khối mô đó tại độ sâu dref Tỉ số mô phantom TPR được đo trongphantom và được xác định bằng biểu thức như sau [5],[7]:

(3.9)Với Dd là liều hấp thụ tại độ sâu d trên trục trung tâm của chùm tia trongphantom, Dref là liều hấp thụ ở độ sâu tham khảo dref trên trục trung tâm của chùmtia trong phantom

Hình 3.12: Bố trí phép đo TPR(s,Q,d) (a) Bố trí hình học cho phép đo Dd ở

độ sâu d trong phantom (b) Bố trí hình học cho phép đo Dref ở độ sâu chuẩn dreftrong phantom

Tỉ số mô cực đại TMR: Khi tỉ số mô phantom (TPR) được đo tại độ sâu

chuẩn dref bằng độ sâu liều hấp thụ cực đại dmax thì đại lượng này được gọi là tỉ số

25

Trang 37

mô cực đại (TMR) Tỉ số mô cực đại (TMR) phụ thuộc vào ba tham số: độ sâu phép

đo d, kích thước trường chiếu (s) và năng lượng chùm tia (Q) [5], [7] Giá trị củaTMR từ 0 (khi d-> ) tới 100% (khi d = dmax)

Tỉ số mô cực đại (TMR) được đo trong phantom và được xác định bằng biểuthức như sau [10]:

(3.10)Với Dd là liều hấp thụ tại độ sâu d trên trục trung tâm của chùm tia trongphantom, Dmax là liều hấp thụ ở độ sâu liều cực đại dmax trên trục trung tâm củachùm tia trong phantom

Hình 3.13: Bố trí phép đo TMR(s, Q, d) (a) Bố trí hình học cho phép đo Dd

ở độ sâu d trong phantom (b) Bố trí hình học cho phép đo Dmax ở độ sâu chuẩn

dmax

Tỉ số mô phantom (TPR ) và tỉ số mô cực đại (TMR) được đo với kích thướccủa trường quy định tại SAD, các tỉ số này tăng với sự tăng của năng lượng chùmtia và kích thước của trường chiếu TPR có giá trị là 1 tại d=dref cho tất cảcác kích

cỡ trường chiếu TMR là một trường hợp đặc biệt của TPR khi độ sâu tham khảo

Trang 39

Nếu đơn vị kiểm soát liều chiếu MU được quy định tại Dmax thì khi đó tỉ số

mô cực đại (TMR) được sử dụng để tính toán đơn kiểm soát liều chiếu MU, nếu

MU được quyđịnh tại một số độ sâu tham khảo (Ví dụ: 5cm hoặc 10cm) thì khi đó

tỉ số mô phantom (TPR) được đo với độ sâu tham khảo (5cm hoặc 10cm) được sửdụng để tính toán đơn vị kiểm soát liều chiếu MU

3.2.4 Hệ số tán xạ phantom

Hệ số tán xạ phantom (Sp) đưa vào để tính toán sự đóng góp của thành phầnbức xạ tán xạ trong phantom tới điểm đo Hệ số tán xạ phantom Sp là tỉ số liều trongphantom của trường chiếu bất kì ở độ sâu dmax có liều cực đại với liều ở cùng độsâu của trường chiếu chuẩn (10cm x 10cm) nhưng đo trong không khí, các phép đovới cùng độ mở của ống chuẩn trực

Có thể xác định hệ số tán xạ phantom (Sp) một cách gián tiếp từ hệ số tán xạtổng (Sc,p) và tán xạ từ bộ chuẩn trực chùm tia (collimator) (Sc) [5]:

(3.11)Trong đó, s là kích thước trường chiếu, Sc,p(s) là hệ số tán xạ tổng và đượcđịnh nghĩa là tỉ số liều ở độ sâu dmax có liều cực đại của kích thước trường chiếu là svới liều tại điểm đó nhưng với kích thước trường chiếu chuẩn (10cm x 10cm) trongphantom Vì vậy, hệ số tán xạ tổng Sc,p bao gồm cả hai thành phần tán xạ từ bộchuẩn trực chùm tia (Sc) và hệ số tán xạ phantom (Sp)

Hệ số tán xạ từbộchuẩn trực chùm tia (Sc) được định nghĩa như là tỉ số liềusuất ra của máy trong không khí ở một trường chiếu (s) với liều suất ra của nó trongkhông khí ở trường chiếu chuẩn (10cm x 10cm) Sc có thể được đo bằng một buồngion hoá khi ta tăng dần kích thước trường chiếu lên Biểu thức

(3.12)

3.2.5 Mối liên hệ giữa PDD và TAR, TMR

Mối liên hệ giữa PDD và TAR: Tỉ số mô không khí (TAR) và liều sâu phần

trăm (PDD) liên hệ với nhau theo biểu thức [5]:

Trang 40

PDD(d, s, f ) TAR(d, s d )

Mối liên hệ giữa PDD và TMR: Tỉ số mô cực đại (TMR) và liều sâu phần

trăm (PDD) là được liên hệ với nhau theo biểu thức [4]:

Ở đây:

Với f là khoảng cách từ nguồn tới bề mặt phantom (SSD); s là kích thước trường chiếu tại bề mặt phantom; sd là kích thước trường chiếu tại độ sâu d, dm độsâu có liều cực đại trong phantom; : kích thước trường chiếu tại độ sâu dm; S p (s d m ) là

hệsốtán xạphantom tại kích thước trường chiếu ) vàđộsâu dm; (s d ) là hệsốtán xạphantom tại kích thước trường chiếu ) vàđộsâu d. S p

3.2.6 Hiệu chỉnh liều từ điều kiện chuẩn đến điều kiện điều trị

Thông thường các chùm tia được chuẩn tại điều kiện tham khảo nhưng điềukiện chuẩn là khác với điều kiện điều trị Điều này có nghĩa là giá trị liều đượcchuẩn sẽ phải hiệu chỉnh đối với điều kiện điều trị

Hiệu chỉnh thứ nhất: Hiệu chỉnh liều đối với sự khác biệt giữa kích thước

trường chuẩn và kích thước trường điều trị

Kích thước trường chuẩn thường là 10cm x 10cm, trường này được gọi làtrường tham khảo (sref) Do có sự khác biệt trong thành phần tán xạ giữa kích thướctrường chuẩn và kích thước trường điều trị, suất liều đầu ra chuẩn sẽ phải hiệu chỉnhbởi hệ số liều tương đối (RDF) [7]

D(dref, s) = D(dref, sref) x RDF(s)

Định dạng
Số trang	103
Dung lượng	2,19 MB