Tính liều trong y học hạt nhân với phantom voxel bằng phần mềm gamosgeant4. (DOSE CALCULATIONS IN NUCLEAR MEDICINE USING VOXEL PHANTOM BY GAMOSGEANT4)

Phương pháp tính liều ở mức cơ quan bằng mô hình người tiêu chuẩn và phương pháp MIRD gặp một số hạn chế vì hình học của mô hình người chuẩn không phản ánh đúng cấu trúc giải phẫu của từ

BỘ GIÁO DỤC VÀ ĐÀO TẠO BỘ KHOA HỌC VÀ CÔNG NGHỆ

VIỆN NĂNG LƯỢNG NGUYÊN TỬ VIỆT NAM

-

NGUYỄN THỊ PHƯƠNG THẢO

TÍNH LIỀU TRONG Y HỌC HẠT NHÂN VỚI PHANTOM

VOXEL BẰNG PHẦN MỀM GAMOS/GEANT4

LUẬN ÁN TIẾN SĨ VẬT LÝ

TP HCM – 2021

BỘ GIÁO DỤC VÀ ĐÀO TẠO BỘ KHOA HỌC VÀ CÔNG NGHỆ

VIỆN NĂNG LƯỢNG NGUYÊN TỬ VIỆT NAM

-

NGUYỄN THỊ PHƯƠNG THẢO

TÍNH LIỀU TRONG Y HỌC HẠT NHÂN VỚI PHANTOM

VOXEL BẰNG PHẦN MỀM GAMOS/GEANT4

LUẬN ÁN TIẾN SĨ VẬT LÝ

Chuyên ngành: Vật lý nguyên tử và hạt nhân

Mã số: 9 44.01.06

Người hướng dẫn khoa học:

1 TS NGUYỄN ĐÔNG SƠN

2 GS TS PEDRO ARCE DUBOIS

TP HCM – 2021

LỜI CAM ĐOAN

Tôi xin cam đoan đây là công trình nghiên cứu của tôi với sự hướng dẫn khoa học của TS Nguyễn Đông Sơn và GS.TS Pedro Arce Dubois (trung tâm CIEMAT, Tây Ban Nha) Trong quá trình thực hiện luận án, tôi nhận được sự hỗ trợ về kỹ thuật lập trình của các chuyên gia lập trình và sự hỗ trợ liên quan đến việc phân đoạn cơ quan của các chuyên gia về giải phẫu Các kết quả nghiên cứu được trình bày trong luận án

là sự tổng hợp, phát triển từ các kết quả đã được chúng tôi công bố trên các tạp chí khoa học và không sao chép từ bất kỳ tài liệu nào khác

Tác giả

LỜI CẢM ƠN

Để thực hiện luận án, tôi đã may mắn nhận được sự giúp đỡ, chia sẻ của rất nhiều người

Xin bày tỏ lòng biết ơn sâu sắc đến các thầy hướng dẫn đã tận tình giảng dạy,

để tôi có thể hoàn thành luận án Xin cảm ơn PGS.TS Trần Quốc Dũng về những kiến thức thầy đã giảng dạy khi tôi còn học cao học cho đến khi học NCS, và những định hướng, tư vấn ban đầu từ thầy Xin cảm ơn GS.TS Pedro Arce Dubois, người thầy mà tôi chưa có cơ hội gặp mặt, đã tận lực hướng dẫn, giúp đỡ, và vận động các nguồn hỗ trợ khác, giúp cho tôi hoàn thành công việc nhanh nhất có thể Thầy còn là người truyền cho tôi niềm cảm hứng về lòng tốt, về tinh thần làm việc say mê, không mệt mỏi Xin bày tỏ lòng biết ơn sâu sắc đến thầy hướng dẫn chính, TS Nguyễn Đông Sơn, người thầy tôi đã theo học từ khi làm luận văn thạc sĩ Xin cảm ơn thầy về những bài học chuyên môn lẫn bài học trong cuộc sống, cảm ơn thầy đã dạy tôi cách suy luận, đánh giá, cảm ơn cách uốn nắn nghiêm khắc của thầy để tôi có thể tập trung hơn vào học tập, cũng như rèn luyện ý chí để vượt qua khó khăn thử thách Và quan trọng hơn hết, cảm ơn thầy, vì đã luôn bao dung và tử tế

Chân thành cảm ơn KS Nguyễn Thiện Trung đã hỗ trợ tôi về những công việc liên quan đến lập trình Cảm ơn BS CKI Nguyễn Khánh Toàn, GS TS Juan Diego Azcona, GS TS Pedro-Borja Aguilar-Redondo đã giúp tôi các công việc về hình ảnh giải phẫu Cảm ơn KS Nguyễn Tấn Châu, KS Lê Trần Tuấn Kiệt đã cung cấp cho tôi những kiến thức hữu ích cũng như tạo điều kiện để tôi có thể tiếp cận và nghiên cứu tại Bệnh viện Chợ Rẫy TP HCM

Chân thành cảm ơn các thầy cô Tổ Vật lý, Trường THPT Nguyễn Hữu Huân đã nhiệt tình chia sẻ công việc, luôn động viên giúp đỡ để tôi có nhiều thời gian nhất để tập trung vào việc học tập Tôi cũng muốn nói lời cảm ơn sâu sắc đến rất nhiều thầy

cô, bạn bè, đồng nghiệp và học trò, những người luôn động viên và chia sẻ với tôi khi tôi khó khăn Cảm ơn cả khóa học đầy thử thách này đã cho tôi cơ hội rèn luyện mình

THE ABSTRACT OF DOCTORAL THESIS Author: Nguyen Thi Phuong Thao

Supervisors: Dr Nguyen Dong Son, Prof.Dr Pedro Arce Dubois

Title of the thesis: Dose calculations in Nuclear medicine using voxel phantom by

GAMOS/Geant4

Major: Atomic and Nuclear Physics Code: 9 44.01.06

Institution: Vietnam Atomic Energy institute (VINATOM)

THE CONTENT OF THE ABSTRACT

1 The aim of the dissertation: The purpose of the study is to optimize the dose

calculation for voxel phantom, applied to patients undergoing nuclear medicine procedures and people in contact with them

2 Objectives: The errors in the borders of body organs, which are caused by the

voxel’s geometry, are kept as small as possible in the dose calculation for patients The doses for the persons in contact are calculated using the source distribution inside the patient’s body The correct relative position and distance between the two phantoms are also included The GEANT4 / GAMOS software was used for the dose calculations

3 Research methods: To calculate the doses in a voxel phantom, CT, NM images and

RTSTRUCT DICOM files must be included The organs and other treatment volumes contained in the RTSTRUCT file have been drawn by the medical personnel, but the algorithms used for voxel phantom dose calculations move these lines because dose is always calculated in full voxels This may cause a sensible error when a proportion of voxels are cut by the structure lines, which usually happens for small, thin, or complex organs To calculate the doses in organs with precision, we have defined a “parallel geometry” with the accurate organ geometry as painted by the medical personnel, so that dose is calculated in the accurate voxel fractions included in each organ geometry

To calculate the dose for persons in contact, we have developed an algorithm to convert both phantoms to the GAMOS file format, and used them together in the calculation The vector rotation technique is used to describe the relative position and orientation of the two phantoms

4 New contributions of the dissertation: 1) The new method of using “parallel

geometry” helps to precisely calculate the dose for patients, in which the errors in

body organ borders have been kept as small as possible The increased precision in the

dose calculation for patients helps to improve the effect of treatment as well as to

reduce the risks to healthy tissue regions of the patients 2) The use of phantoms

merging method and vector rotation techniques helps to calculate the optimal dose for

the persons in contact, with patients This is also used to establish appropriate isolation

measures; as a result, giving an improved care to patients

5 Results of the dissertation

We have tested the functionality of the new method with an I-131 thyroid cancer

treatment, and obtained the expected energy deposition and dose differences given the

particle source, geometry and structures defined The phantom merging method and

the vector rotation technique enable us to describe the contact circumstances flexibly

The results showed that there is a big difference between different circumstances The

results are also significantly different when compared with the results obtained when

simple source models are used

6 Conclusions: In summary, we have provided methods to calculate organ doses for

patients and contacting people with high accuracy In the calculation for patients, the

exact organs and treatment volumes as painted by the medical personnel on a

voxelised phantom are included In the calculation for contacting people, the NM

image of the patient and the contact circumstance are also included

MỤC LỤC

LỜI CAM ĐOAN i

LỜI CẢM ƠN ii

THE ABSTRACT OF DOCTORAL THESIS iii

MỤC LỤC v

DANH MỤC KÝ HIỆU, CHỮ VIẾT TẮT viii

DANH MỤC BẢNG BIỂU x

DANH MỤC HÌNH VẼ VÀ ĐỒ THỊ xi

MỞ ĐẦU 1

CHƯƠNG 1: CƠ SỞ LÝ THUYẾT VÀ CÁC PHƯƠNG PHÁP TÍNH LIỀU HIỆN TẠI TRONG Y HỌC HẠT NHÂN 7

1.1 CƠ SỞ LÝ THUYẾT CỦA VIỆC TÍNH LIỀU 7

1.1.1 Giới thiệu về y học hạt nhân 7

1.1.2 Tương tác của bức xạ ion hóa với vật chất 8

1.1.2.1 Tương tác giữa electron và vật chất 8

1.2.2.2 Tương tác giữa photon và vật chất 8

1.1.3 Tác dụng sinh học của bức xạ ion hóa lên cơ thể 9

1.1.4 Các đại lượng và đơn vị đo liều bức xạ 11

1.2 Tình hình nghiên cứu về các kỹ thuật tính liều cho bệnh nhân và người tiếp xúc với bệnh nhân 12

1.2.1 Tình hình nghiên cứu trên thế giới 12

1.2.1.1 Kỹ thuật tính liều cho bệnh nhân và người tiếp xúc 12

1.1.1.2 Công cụ tính liều 20

1.2.2 Tình hình nghiên cứu trong nước 24

1.2.3 Ưu điểm và hạn chế của kỹ thuật tính liều cho phantom voxel 26

1.2.3.1 Ưu điểm 26

1.2.3.2 Hạn chế 27

1.3 Nhiệm vụ của luận án 27

CHƯƠNG 2: TÍNH LIỀU CHIẾU TRONG BẰNG PHẦN MỀM GAMOS/GEANT4 30

2.1 Phương pháp Monte Carlo 30

2.1.1 Nguyên tắc chung 30

2.1.2 Tính liều cho phantom voxel 34

2.1.2.1 Nguyên tắc chụp ảnh CT và ảnh YHHN 34

2.1.2.2 Ứng dụng ảnh CT và ảnh YHHN 36

2.1.3 Tính liều bằng code Geant4 và mô hình vật lý Livermore 38

2.2 Sử dụng phần mềm GAMOS/Geant4 để tính liều trong Y học hạt nhân 40

2.2.1 Khảo sát độ tin cậy của phần mềm GAMOS/Geant4 42

2.2.1.1 Mô hình vật lý 42

2.2.1.2 Các tính toán liều lượng 44

CHƯƠNG 3: PHÁT TRIỂN PHẦN MỀM GAMOS/GEANT4 ĐỂ TỐI ƯU HÓA TÍNH TOÁN LIỀU VỚI PHANTOM VOXEL BẰNG PHƯƠNG PHÁP MONTE CARLO 55

3.1 Các cải tiến trong việc tính liều cho phantom voxel 55

3.1.1 Tính liều cho bệnh nhân bằng phương pháp “hình học song song” 55

3.1.1.1 Xác định khối lượng của một cấu trúc 55

3.1.1.2 Xác định năng lượng hấp thụ trong một cấu trúc 62

3.1.2 Tính liều cho người tiếp xúc với bệnh nhân bằng phương pháp “ghép phantom” 65

3.1.2.1 Phương pháp ghép phantom 65

3.1.2.2 Một số hình thức ghép 68

3.2 Đánh giá độ tin cậy của các cải tiến 70

3.2.1 Tính liều cho bệnh nhân bằng phương pháp “hình học song song” 70

3.2.2 Tính liều cho người tiếp xúc bằng phương pháp “ghép phantom” 78

CHƯƠNG 4: ỨNG DỤNG VÀ KẾT QUẢ 80

4.1 Ứng dụng 80

4.2 Kết quả 82

4.2.1 Kết quả tính liều cho bệnh nhân bằng phương pháp “hình học song song” 82

4.2.2 Kết quả tính liều cho người tiếp xúc bằng phương pháp “ghép phantom” 91

4.2.2.1 Tính liều tương đương cho tuyến giáp của người tiếp xúc khi đứng bên cạnh một bệnh nhân đang nằm 91

4.2.2.2 Tính liều hiệu dụng cho người tiếp xúc ở các tình huống giao tiếp khác nhau 92

KẾT LUẬN 95

1 Kết quả nghiên cứu của luận án 95

2 Những điểm mới của luận án 96

3 Những đề nghị nghiên cứu tiếp theo 96

DANH MỤC CÔNG TRÌNH CỦA TÁC GIẢ 98

TÀI LIỆU THAM KHẢO 100

PHỤ LỤC 112

PHỤ LỤC A HƯỚNG DẪN SỬ DỤNG PHẦN MỀM GAMOS 112

PHỤ LỤC B HƯỚNG DẪN SỬ DỤNG PHẦN MỀM CARIMAS 118

PHỤ LỤC C GIÁ TRỊ HOẠT ĐỘ (Bq) VÀ HU TRÊN TỪNG VOXEL 123

PHỤ LỤC D BẢNG CHUYỂN ĐỔI MẬT ĐỘ VÀ VẬT LIỆU THEO NGHIÊN

CỨU CỦA SCHNEIDER [104] 125

PHỤ LỤC E CÁC TỆP DỮ LIỆU “YÊU CẦU” KHI TÍNH LIỀU 128

PHỤ LỤC F PHƯƠNG PHÁP THỦ CÔNG TÍNH TỈ LỆ THỂ TÍCH 131

PHỤ LỤC G THÔNG TIN PHANTOM ICRP 110 GIỚI TÍNH NAM [56] 131

PHỤ LỤC H TRỌNG SỐ BỨC XẠ 137

PHỤ LỤC I TRỌNG SỐ MÔ THEO ICRP 103 137

DANH MỤC KÝ HIỆU, CHỮ VIẾT TẮT

ATBX Radiation Protection An toàn bức xạ

ASCII American Standard Code for

CT Computed Tomography Chụp cắt lớp vi tính

DICOM Digital Imaging and

Communications in Medicine

Tiêu chuẩn để xử lý hình ảnh trong Y tế

ĐVPX Radioactive isotope Đồng vị phóng xạ

ENSDF Evaluated Nuclear Structure

Data File

File dữ liệu cấu trúc hạt nhân

GAMOS Geant4-based Architecture for

Medicine-Oriented Simulations

IAEA International Atomic Energy

Agency

Cơ quan Năng lượng Nguyên

tử Quốc tế ICRP International Commission on

Radiological Protection

Ủy ban Quốc tế về An toàn bức

xạ JTS Java Topology Suite Bộ liên kết cấu trúc Java

MC Monte Carlo Mô phỏng bằng phương pháp

Monte Carlo MIRD Committee Medical Internal

OLINDA/EXM Organ Level INternal Dose

Assessment/EXponential Modeling

Phần mềm tính liều OLINDA/EXM (Đánh giá liều chiếu trong ở mức cơ quan/mô hình hàm mũ)

Parallel geometry Hình học song song PET Positron emmision

WR Radiantion weighting factor Trọng số bức xạ

WT Tissue weighting factor Trọng số mô

DANH MỤC BẢNG BIỂU

Bảng 2.1: Phổ năng lượng Beta của đồng vị I-131 43

Bảng 2.2: Phổ năng lượng gamma của đồng vị I-131 43

Bảng 2.3: Liều cho phantom nước với nguồn gamma đơn năng 45

Bảng 2.4: Liều cho phantom nước với nguồn đồng vị phân bố đồng nhất 45

Bảng 3.1: Khối lượng voxel thuộc cấu trúc (g) 73

Bảng 3.2: Liều hấp thụ trong phantom nước hình cầu 77

Bảng 4.1: Thông số phantom 81

Bảng 4.2: Tổng năng lượng hấp thụ và liều hấp thụ trung bình trong 30 voxel và 300 voxel 87

Bảng 4.3: Liều tương đương cho tuyến giáp của người tiếp xúc 91

DANH MỤC HÌNH VẼ VÀ ĐỒ THỊ

Hình 2.1: Sơ đồ các bước mô phỏng Monte Carlo [42] 32

Hình 2.2: Quãng chạy của electron trong mô mỡ 42

Hình 2.3: Phân bố nguồn trong cơ thể 48

Hình 2.4: Đồ thị Liều-thể tích của tuyến giáp 50

Hình 2.5: Đồ thị khác biệt liều- thể tích của tuyến giáp 51

Hình 2.6: Một cấu trúc của phantom voxel cùng với đường phân đoạn 52

Hình 2.7: Một số voxel ở biên 53

Hình 3.1: Hình học của một Extruded 57

Hình 3.2: Hai đường biên lồng trong nhau 59

Hình 3.3: Các hình khối dính liền 62

Hình 3.4: Mặt cắt của quả cầu nằm trong một voxel 64

Hình 3.5: Hình ảnh một lá phổi tạo bởi file RTSTRUCT (a) và khối Extruded (b) 71 Hình 3.6: Cấu trúc với ba đường biên 72

Hình 3.7: Phần thể tích voxel nằm trong cấu trúc của tuyến giáp 74

Hình 3.8: Năng lượng hấp thụ trong voxel tính bằng phương pháp truyền thống (a) và phương pháp dùng hình học song song (b) 75

Hình 3.9: Phantom ghép trong các tư thế giao tiếp phổ biến 79

Hình 4.1: Năng lượng hấp thụ và tỉ lệ thể tích voxel nằm trong cấu trúc, xét cho 300 voxel 83

Hình 4.2: Năng lượng hấp thụ và tỉ lệ thể tích voxel nằm trong cấu trúc, xét cho 30 voxel 84

Hình 4.3: Liều hấp thụ và tỉ lệ thể tích voxel nằm trong cấu trúc, xét cho 300 voxel85 Hình 4.4: Liều hấp thụ và tỉ lệ thể tích voxel nằm trong cấu trúc, xét cho 30 voxel 86 Hình 4.5: Tỉ số giữa tổng độ lớn khác biệt năng lượng và tổng năng lượng hấp thụ trên từng lát 88

Hình 4.6: Tỉ lệ số voxel trên biên của cấu trúc xét trên từng lát 89

Hình 4.7: Tổng số voxel trên cấu trúc xét trên từng lát 89

Hình 4.8: Kết quả tính liều hiệu dụng cho phantom ICRP nam 93

MỞ ĐẦU

Y học hạt nhân (YHHN) là một chuyên ngành của Y học, trong đó năng lượng bức xạ ion hóa được sử dụng để chẩn đoán và điều trị Tùy vào liều lượng, thuốc phóng xạ khi vào các cơ quan có thể gây ra các tác dụng ngẫu nhiên hay tất nhiên lên tế bào với mức độ nghiêm trọng khác nhau Mức độ để xảy ra một tác dụng sinh học cụ thể là một hàm của liều hấp thụ [35] Do đó, việc tính toán phân

bố liều rất quan trọng đối với việc lập kế hoạch điều trị vì nó liên quan đến khả năng tiêu diệt các tế bào của khối u càng nhiều càng tốt, đồng thời hạn chế ảnh hưởng lên mô lành càng thấp càng tốt Khi một bệnh nhân được chẩn đoán bằng phương pháp YHHN hoặc một người bình thường tiếp xúc với một bệnh nhân đã sử dụng thuốc phóng xạ, tuy liều chiếu nhận được là rất thấp hơn so với trường hợp điều trị, nhưng vẫn có một xác suất phát sinh ung thư hoặc các ảnh hưởng khác đến sức khỏe (sảy thai, đột biến) Để hạn chế các rủi ro này, phân bố liều cần phải được tính toán chính xác nhất có thể

Trước đây vài thập kỷ, việc tính liều cho bệnh nhân được thực hiện ở mức cơ quan (organ) dựa trên các mô hình người (phantom) tiêu chuẩn [107] Trong các mô hình này, các cơ quan được mô tả bởi các khối hình học đơn giản Trong các phương pháp tính liều ở mức cơ quan, sơ đồ MIRD được cộng đồng khoa học ủng

hộ rộng rãi [90] Trong các tính toán dựa theo phương pháp này, liều hấp thụ trung bình trong cơ quan bia (target organ) trên mỗi phân rã phóng xạ từ một cơ quan nguồn (source organ) thường được tính bằng phương pháp Monte Carlo (MC) Phương pháp tính liều ở mức cơ quan bằng mô hình người tiêu chuẩn và phương pháp MIRD gặp một số hạn chế vì hình học của mô hình người chuẩn không phản ánh đúng cấu trúc giải phẫu của từng bệnh nhân cụ thể; chúng bỏ qua sự không đồng nhất của mô cũng như sự không đồng nhất của phân bố nguồn phóng xạ trong

cơ thể bệnh nhân; thư viện hình học không đủ mạnh để mô phỏng tất cả các dạng hình học phức tạp của các cơ quan cũng như khối u không được mô tả đúng vị trí trong cơ thể Những điều này có thể dẫn đến ước tính sai phân bố liều trong cơ thể bệnh nhân [20, 66, 107]

Để khắc phục hạn chế của phương pháp MIRD trong việc tính liều cho cơ quan, việc tính liều được thực hiện ở mức chi tiết hơn [22], trong đó, một cơ quan được chia nhỏ thành tập hợp rất nhiều ô hình hộp thể tích cỡ mm3 gọi là những voxel Hiện nay, có ba phương pháp tính liều ở mức voxel [20, 66]:

 Phương pháp tính tổng nhân liều,

 Phương pháp sử dụng giá trị S voxel kết hợp phương pháp MIRD,

 Phương pháp mô phỏng trực tiếp bằng kỹ thuật Monte Carlo

Trong các phương pháp trên, phương pháp “tính tổng nhân liều” và phương pháp “sử dụng giá trị S voxel kết hợp phương pháp MIRD” có điểm hạn chế lớn đó

là vẫn phải dựa trên giả sử sự đồng nhất của mô, không phù hợp khi áp dụng cho cơ thể người vốn rất phức tạp

Để khắc phục các hạn chế trên, các nhà nghiên cứu thiết lập các công cụ mô phỏng Monte Carlo (MC) cho phép sử dụng trực tiếp dữ liệu ảnh cắt lớp của bệnh nhân cụ thể Thông tin về mật độ mô và sự phân bố thuốc phóng xạ trong cơ thể bệnh nhân có thể được bao gồm trong tính toán [20] Phân bố liều được tính ở mức voxel và có thể áp dụng cho môi trường không đồng nhất Thông tin liều hấp thụ trong các voxel có thể dùng để suy ra liều cho từng cấu trúc (structure) Liều cho một cấu trúc được hiểu là tổng năng lượng hấp thụ trong các voxel thuộc cấu trúc chia cho khối lượng tổng của các voxel thuộc cấu trúc Như vậy, muốn tính đúng liều cho một cấu trúc, ta cần tính đúng phần năng lượng hấp thụ trong thể tích của cấu trúc và tính đúng khối lượng của phần thể tích đó Để tính liều cho cấu trúc, phương pháp MC sẽ đưa ra tiêu chí để xác định những voxel nào nằm trong cấu trúc Nếu tiêu chí được thỏa mãn, cả thể tích voxel được xét là thuộc cấu trúc, ngược lại, voxel sẽ bị loại bỏ Hạn chế của phương pháp này đó là dẫn đến ước tính sai phần năng lượng và khối lượng mà mỗi voxel ở biên đóng góp vào cấu trúc, đặc biệt là các cấu trúc rất mỏng như da, niêm mạc, tủy xương, thành ruột hoặc các cơ quan dạng xoắn [37]

Để giải quyết khó khăn này, một số nghiên cứu được thực hiện, bao gồm giảm kích thước voxel; phát triển các kỹ thuật tính liều riêng cho một số cơ quan

như da, xương; tạo thế hệ mesh phantom (phantom dạng mặt lưới) [108]…Tuy nhiên, các phương pháp này chưa thực sự có hiệu quả trong việc giảm tối đa sai số biên, chưa áp dụng được cho mọi vùng cơ quan, và mesh phantom cũng không được

áp dụng phổ biến trong tính toán liều

Bên cạnh việc tính liều cho bệnh nhân, việc tính liều nhằm hạn chế rủi ro cho người tiếp xúc với bệnh nhân cũng là một công việc quan trọng Để tính liều cho người tiếp xúc, các nghiên cứu hiện tại vẫn còn phân tán theo các hướng khác nhau, chủ yếu dựa trên các giả thiết nhằm đơn giản hóa tính toán Các mô hình nguồn điểm, nguồn dạng đoạn thẳng, nguồn hình trụ, nguồn đồng nhất được dùng thay vì dùng đúng phân bố thuốc phóng xạ trong cơ thể bệnh nhân Các nghiên cứu cũng chỉ rõ việc dùng các mô hình này có thể ước lượng sai liều mà thực tế người tiếp xúc nhận được Cụ thể, theo Zˇontar D., Palmer và cộng sự, việc sử dụng nguồn điểm hay nguồn hình trụ có thể đánh giá quá cao giá trị liều cho người tiếp xúc so với thực tế [111] Bên cạnh đó, các tình huống tiếp xúc cũng chưa được phản ánh đúng Một số nghiên cứu sử dụng phantom hình học và phantom voxel để mô tả người tiếp xúc Tuy nhiên, hạn chế của các nghiên cứu này đó là chưa đưa được trực tiếp thông tin phân bố hoạt độ trong cơ thể bệnh nhân vào tính toán

Ứng với các mô hình nguồn và phantom được sử dụng, phương pháp MC vẫn là phương pháp được sử dụng phổ biến để tính liều cho bệnh nhân và người tiếp xúc Các code mô phỏng MC được đánh giá là linh hoạt và có độ tin cậy cao đang được sử dụng là PENELOPE, EGS [71], MCNP và GEANT4 [65] Trong các code này, code GEANT4 có nhiều ưu điểm như phạm vi năng lượng rộng, thư viện hình học mạnh, hệ thống User code mở; ngoài ra, GEANT4 còn có một tiện ích đặc biệt

mà các code khác không có đó là cho phép mô phỏng nhiều hình học chồng lên nhau trong cùng một lần mô phỏng, nhờ sử dụng tiện ích “hình học song song” [14]

Dựa vào các code trên, xuất hiện khá nhiều phần mềm có thể tính liều Trong

đó, phần mềm GAMOS dựa trên code GEANT4 có nhiều ưu điểm: được viết bằng ngôn ngữ C++ dễ tiếp cận cho đa số người dùng; người dùng có thể thêm vào các code mới dễ dàng nhờ các “Plugin”, nhờ đó có thể nhận được những kết quả mong

muốn; ngoài ra, người dùng có thể hiểu chi tiết hơn về các kết quả nhận được thông qua các tiện ích “Filter” và “Classifiers”, “Tracking verbose”, từ đó có thể kiểm tra kết quả hay chỉnh sửa code phù hợp với bài toán

Nhìn chung, trong những năm gần đây, các phần mềm tính liều ở mức voxel liên tục được cập nhật và phát triển, đây là xu hướng dịch chuyển của mục đích tính liều, từ việc tính cho cơ quan của mô hình tiêu chuẩn sang việc tính cho voxel trên

cá thể Các phần mềm có độ phức tạp, phạm vi ứng dụng và dựa trên các code khác nhau, nhưng vẫn dựa trên nguyên tắc chung của phương pháp MC Về cơ bản, tình hình nghiên cứu cũng như các công cụ tính liều khá khả quan Tuy nhiên, các phần mềm này vẫn còn một số hạn chế, đây cũng là hạn chế chung của việc tính liều bằng phương pháp MC, đó là:

- Sai số ở biên của cấu trúc khi tính liều cho bệnh nhân;

Nguyên nhân dẫn đến sai số là vì với những voxel ở biên chỉ có một phần thể tích nằm trong cấu trúc, phương pháp MC sẽ sử dụng một số tiêu chí để xét voxel

có nằm trong cấu trúc hay không [30] Để tối ưu hóa liều cho mọi trường hợp thực

tế có thể gặp, sai số ở biên cần phải giảm đến mức thấp nhất có thể

- Sử dụng mô hình nguồn đơn giản để tính liều cho người tiếp xúc với bệnh nhân

Cho đến nay, việc tính toán liều cho người tiếp xúc vẫn chỉ dựa trên các mô hình nguồn đơn giản như nguồn điểm [97], nguồn hình trụ [84], nguồn dạng đoạn thẳng [11, 27], nguồn là phantom voxel có phân bố hoạt độ đồng nhất [11] mà chưa

có phương pháp tính liều cho người tiếp xúc dựa trên phân bố thực sự của lượng thuốc phóng xạ trong cơ thể bệnh nhân Bên cạnh đó, tình huống giao tiếp cũng không được mô tả đúng Việc tối ưu hóa tính toán liều cho người tiếp xúc giúp thiết lập biện pháp cách ly phù hợp để bảo vệ người tiếp xúc hoặc tạo điều kiện sinh hoạt thoải mái, giảm bớt sự cách ly cho bệnh nhân nếu liều tiếp xúc là nhỏ ở mức cho phép

Từ những hạn chế trên, nhiệm vụ mà đề tài đặt ra là:

- Tìm cách phát triển phương pháp MC trong việc tính liều cho phantom voxel, cụ thể là giảm thiểu sai số ở biên, giúp tính liều tối ưu hơn cho bất kỳ hình học nào của cơ quan khi tính liều cho bệnh nhân

- Bên cạnh mục đích tính liều cho bệnh nhân, đề tài cũng phát triển phương pháp tính liều cho những người tiếp xúc với bệnh nhân bằng cách sử dụng trực tiếp phân bố nguồn thực tế trong cơ thể bệnh nhân, đồng thời cũng mô tả tình huống tiếp xúc thực tế hơn

Để giảm thiểu được sai số ở biên do việc voxel hóa các cấu trúc, phần mềm tính liều cần phải bao gồm được hình học chính xác của các cấu trúc vào bài toán tính liều cho phantom voxel và phải tính được phần năng lượng hấp thụ trong mỗi cấu trúc Muốn vậy, chúng ta cần mô tả nhiều hình học chồng lên nhau, đó là hình học của phantom và hình học của các cấu trúc Để tính liều cho người tiếp xúc với bệnh nhân, phần mềm tính liều cần phải đọc được hai phantom voxel trong một lần

mô phỏng, một phantom bệnh nhân, và một phantom người tiếp xúc, đồng thời đọc được ảnh YHHN của bệnh nhân

Để thực hiện được hai mục tiêu này, cần phải có một công cụ mạnh mẽ, linh hoạt và quan trọng nhất, phải cho phép mô phỏng nhiều thế giới hình học trong cùng một lần mô phỏng Trong các công cụ tính liều, chúng tôi nhận thấy phần mềm GAMOS/Geant4 là công cụ thỏa mãn tất cả các yêu cầu trên Mục tiêu mà các code mở như EGS hay GEANT4 hướng đến là để cộng đồng khoa học chung tay phát triển hệ thống code, phần mềm Việc phát triển một kỹ thuật tính liều cần có sự tham gia của những người nghiên cứu về YHHN, kỹ thuật lập trình, chuyên gia giải phẫu Với những hiểu biết cơ bản về YHHN, tác giả của luận án hi vọng có thể kết hợp với các chuyên gia về lập trình và giải phẫu học, cùng phát triển phương pháp tính liều cho phantom voxel thông qua phần mềm GAMOS/Geant4 Mặc dù phần mềm GAMOS không cung cấp sẵn các tính năng để thực hiện các nhiệm vụ mà luận án đặt ra, tuy nhiên, chúng tôi có thể thêm vào các tính năng mới và phối hợp linh động các tính năng sẵn có của GAMOS Các kết quả tính toán cho thấy, việc giảm thiểu sai số ở biên khi tính liều cho bệnh nhân và khi tính liều cho người tiếp

xúc với bệnh nhân bằng chính phân bố hoạt độ trong cơ thể bệnh nhân, kết quả có

sự chênh lệch rõ khi so sánh với phương pháp cũ Điều đó cho thấy ý nghĩa của việc cải tiến các phương pháp tính liều trong những trường hợp trên

Cấu trúc luận án gồm hai phần chính: phần tổng quan và phần nghiên cứu Phần tổng quan trình bày tình hình nghiên cứu trong và ngoài nước về các kỹ thuật tính liều cho bệnh nhân và người tiếp xúc với bệnh nhân, đồng thời chỉ ra các hạn chế của các phương pháp tính hiện tại Phần nghiên cứu trình bày chi tiết việc cải tiến phương pháp tính liều cho bệnh nhân và người tiếp xúc cũng như các bước khẳng định độ tin cậy của các cải tiến trên Nội dung của luận án được trình bày

trong bốn chương: Chương 1 trình bày tổng quan về tình hình nghiên cứu trong và

ngoài nước liên quan đến việc tính liều cho bệnh nhân và người tiếp xúc với bệnh nhân, trình bày về ý tưởng cũng như công cụ sẽ sử dụng để giải quyết các hạn chế

của các phương pháp tính liều hiện tại Chương 2 trình bày chi tiết nguyên tắc tính

liều bằng phương pháp Monte Carlo cùng các bước khẳng định độ tin cậy của phần

mềm GAMOS/Geant4 Chương 3 trình bày việc sử dụng công cụ GAMOS/Geant4

để cải thiện các phương pháp tính toán, bao gồm sử dụng tiện ích “hình học song song” để giảm thiểu sai số ở biên khi tính liều cho cấu trúc, và thực hiện việc ghép

hai phantom voxel để tính liều cho người tiếp xúc với bệnh nhân Chương 4 trình

bày các kết quả tính toán khi sử dụng các cải tiến mới Tính toán liều cho bệnh nhân được áp dụng cho trường hợp tuyến giáp và đồng vị I-131 Liều cho người tiếp xúc được áp dụng cho tình huống bệnh nhân sử dụng I-131, người tiếp xúc giao tiếp với bệnh nhân ở các tình huống: “đối diện, bên cạnh, trước sau và đứng-nằm” Kết quả tính năng lượng và liều hấp thụ cho tuyến giáp của bệnh nhân được so sánh giữa phương pháp tính truyền thống và phương pháp mới sau khi giảm thiểu sai số ở biên Kết quả tính liều cho người tiếp xúc được so sánh giữa các tình huống tiếp xúc với nhau và so sánh giữa kết quả tính bởi phân bố nguồn trong cơ thể bệnh nhân và

khi sử dụng mô hình nguồn điểm đơn giản Phần kết luận của luận án trình bày ý

nghĩa của các đóng góp mới của luận án, tính khoa học và cấp thiết của đề tài cũng như đề xuất hướng nghiên cứu tiếp theo

CHƯƠNG 1: CƠ SỞ LÝ THUYẾT VÀ CÁC PHƯƠNG PHÁP TÍNH LIỀU

HIỆN TẠI TRONG Y HỌC HẠT NHÂN

Những lợi ích và rủi ro của phương pháp chẩn đoán và điều trị bằng YHHN đặt ra một nhiệm vụ quan trọng trong Y học, đó là tính phân bố liều trong cơ thể Chương này trình bày cơ sở lý thuyết cũng như tình hình nghiên cứu liên quan đến việc tính liều cho bệnh nhân và người tiếp xúc với bệnh nhân, đặc biệt là các hạn

chế liên quan đến việc tính liều ở mức voxel

1.1 Cơ sở lý thuyết của việc tính liều

1.1.1 Giới thiệu về Y học hạt nhân

Y học hạt nhân là một chuyên ngành có những đóng góp lớn cho việc chẩn đoán và điều trị bệnh nói chung và đặc biệt cho việc điều trị ung thư nói riêng Phương pháp này dựa trên kỹ thuật sử dụng bức xạ ion hóa phát ra từ các đồng vị phóng xạ (ĐVPX) để thu nhận thông tin về hoạt động sinh hóa của cơ quan cần quan tâm, hay tạo ra hiệu ứng sinh học mong muốn [1]

Theo nguyên lý Hevesy [83], cơ thể sống không có khả năng phân biệt các đồng vị khác nhau của cùng một nguyên tố Do đó, khi đưa các đồng vị này vào cơ thể, chúng sẽ tham gia vào các quá trình sinh học và chuyển hóa như nhau Dựa vào nguyên lý này, khi biết một nguyên tố nào đó tham gia vào quá trình chuyển hóa ở

cơ quan quan tâm, ta có thể đưa ĐVPX của nguyên tố đó vào cơ thể

Trong chẩn đoán, để theo dõi quá trình chuyển hóa, người ta quan tâm đến hoạt độ phóng xạ tại các cơ quan cần thăm khám Từ đó, có thể đánh giá được tình trạng, hoạt động chức năng của cơ quan và phát hiện sớm các bất thường Hoạt độ của thuốc phóng xạ đưa vào cơ thể thường rất nhỏ, cỡ 50-100 µCi [1]

Trong điều trị, người ta cần dùng năng lượng của các tia bức xạ để làm thay đổi chức năng (ức chế quá trình phát triển của tế bào ung thư) hay tiêu diệt tổ chức bệnh Liều trong điều trị cao hơn nhiều lần so với trong chẩn đoán (chẳng hạn, trong điều trị ung thư tuyến giáp hoạt độ có thể lên đến 250 mCi) [1]

Bên cạnh những lợi ích trong chẩn đoán và điều trị, khi bức xạ ion hóa đi vào

cơ thể sống sẽ tạo ra hiệu ứng sinh học, gây ra những rủi ro cho sức khỏe Hiệu ứng

sinh học mà bức xạ gây ra phụ thuộc vào loại bức xạ, năng lượng của bức xạ và bộ phận bị chiếu [36] Phần tiếp theo trình bày về cơ chế tương tác của bức xạ ion hóa với vật chất và các tác động của chúng lên tế bào

1.1.2 Tương tác của bức xạ ion hóa với vật chất

Như đã trình bày ở mục trên, khi bức xạ ion hóa đi vào cơ thể, chúng sẽ tương tác với các vùng mô, gây ra sự hấp thụ năng lượng, từ đó gây ra các hiệu ứng sinh học Phần này sẽ trình bày về các tương tác (có bỏ lại năng lượng) của electron

và photon khi tương tác với vật chất và tác dụng của chúng lên cơ thể

1.1.2.1 Tương tác giữa electron và vật chất

Electron là bức xạ ion hóa trực tiếp, ion hóa nhiều nguyên tử do tương tác Coulomb trực tiếp Sự kích thích và ion hóa xảy ra cho những nguyên tử nằm dọc theo quỹ đạo của hạt Các electron có thể tham gia các loại tương tác khác nhau với nguyên tử của môi trường Các tương tác có bỏ lại năng lượng:

- Kích thích hay ion hóa vỏ nguyên tử Hạt tương tác Coulomb với electron

trong nguyên tử, sự tương tác đó làm hạt mất năng lượng

- Tán xạ không đàn hồi trên nhân: hạt chuyển động chậm dần và phát bức

xạ hãm

Trung bình khoảng một nửa năng lượng mất mát của các bức xạ mang điện

là dành cho việc ion hóa, nửa còn lại dành cho sự kích thích Trong mỗi va chạm gây kích thích hay ion hóa nguyên tử, các electron sơ cấp thường chỉ mất một năng lượng rất bé Có thể xem rằng electron mất dần năng lượng một cách liên tục dọc theo quãng đường đi [7]

1.2.2.2 Tương tác giữa photon và vật chất

Photon là bức xạ không mang điện, là bức xạ ion hóa gián tiếp Trước hết, chúng sẽ tương tác và giải phóng hạt mang điện thứ cấp (thường là electron), sau đó hạt mang điện tương tác Coulomb với electron của nguyên tử của môi trường và kích thích hay ion hóa chúng Các tương tác của photon là:

- Hiệu ứng quang điện:

Là sự tương tác của photon và nguyên tử Toàn bộ năng lượng của photon (h𝜗) được chuyển thành năng lượng dùng để bứt electron (A) và động năng electron

(K):

h𝜗=A+Ke (1.1) Hiệu ứng này thường xảy ra với electron ở những lớp trong cùng của nguyên tử

- Hiệu ứng Compton:

Photon tán xạ trên electron liên kết yếu của nguyên tử, truyền bớt năng lượng cho electron và bay lệch so với hướng cũ Tán xạ Compton phụ thuộc vào mật độ electron Mật độ càng lớn, cường độ tán xạ càng mạnh Mối quan hệ giữa năng

lượng ban đầu (h𝜗), năng lượng tán xạ (h𝜗′) và góc tán xạ (θ) như sau:

hϑ′= hϑ

1+hϑ

E0 (1−cosθ) (1.2) trong đó E0 là năng lượng nghỉ của electron

Trên đây vừa trình bày các quá trình tương tác có bỏ lại năng lượng giữa electron và photon khi tương tác với vật chất Khi mô phỏng chúng bằng phương pháp MC, người ta sử dụng các hàm mật độ xác suất Đối với electron, số tương tác trong vật chất là rất lớn, do đó để tiết kiệm thời gian mô phỏng, người ta dùng kỹ thuật “lịch sử cô đọng” (condense history), nhóm nhiều tương tác nhỏ thành một tương tác lớn Chi tiết sẽ được trình bày trong Chương 2 Mục tiếp theo trình bày về tác dụng sinh học của bức xạ ion hóa lên tế bào

1.1.3 Tác dụng sinh học của bức xạ ion hóa lên cơ thể

Khi đi vào vật chất, mức độ ion hóa tùy thuộc vào loại bức xạ, năng lượng bức xạ và bản chất vật chất Photon có tính đâm xuyên mạnh hơn electron, nên chúng không những tác dụng lên các tế bào ở ngoài, mà còn tác dụng lên các tế bào các lớp sâu bên trong cơ quan [93] Do thành phần chủ yếu của tế bào là nước, nên bức xạ chủ yếu ion hóa các phân tử nước, một phần nhỏ ion hóa các phân tử sinh học Hiện tượng ion hóa tạo ra các biến đổi phân tử, làm biến đổi cấu trúc và chức năng của tế bào, gây ra các bệnh liên quan bức xạ (ung thư, đục thủy tinh thể…)

Một sự tiếp xúc nhất định đối với bức xạ có thể có hoặc có thể không gây tổn hại gen để dẫn đến nguy cơ gây bệnh ung thư Nhờ có cơ chế tự sửa chữa ADN của tế bào, nên không nhất thiết mọi ảnh hưởng của bức xạ lên gen sẽ gây ung thư Tác động của bức xạ lên tế bào thường được diễn tả bằng tỷ lệ sống sót của tế bào sau khi bị chiếu bằng một liều bức xạ xác định Khi xét một số lớn cá thể cùng chịu chiếu xạ như nhau, thì sẽ có một tỉ lệ cá thể chịu tác dụng Do tác động ngẫu nhiên của bức xạ gây ung thư nên không có liều ngưỡng, nghĩa là không thể khẳng định rằng liều dưới một mức độ nào đó là an toàn Đây gọi là hiệu ứng ngẫu nhiên [55] Với trường hợp liều cao, hiệu ứng chắc chắn sẽ xảy ra khi liều vượt quá một ngưỡng nào đó Mức độ trầm trọng càng tăng khi liều càng lớn Đây gọi là hiệu ứng tất nhiên [55]

Như vậy, ngoài tác dụng tích cực của bức xạ là chẩn đoán và trị bệnh, khi bức xạ đi qua vùng mô lành của bệnh nhân thì vẫn gây ảnh hưởng lên vùng mô này tương tự như vùng mô bệnh lý [60] Ngoài ra, khi bệnh nhân tiếp xúc với người bên cạnh như nhân viên y tế, gia đình hay người ở nơi công cộng, lượng thuốc phóng xạ còn lại trong cơ thể của bệnh nhân khiến họ trở thành một nguồn phóng xạ, có thể gây rủi ro cho những người mà họ tiếp xúc Trong nghiên cứu của Ủy ban Nghiên cứu Quốc gia (Mỹ) về tác dụng sinh học của bức xạ ion hóa (Beir) [81] trên 100.000 người nhận liều chiếu gamma là 0,1 Gy trong duy nhất một lần chiếu xạ, sẽ có thêm

800 ca tử vong do ung thư

Do những rủi ro mà bức xạ có thể gây ra cũng như những nguy cơ tiềm ẩn từ việc chưa hiểu rõ chính xác cơ chế gây ung thư của bức xạ, nhiệm vụ quan trọng được đặt ra là phải hạn chế đến mức thấp nhất liều cho vùng mô lành của bệnh nhân

và người tiếp xúc với những bệnh nhân đã sử dụng dược phẩm phóng xạ Đồng thời, liều cấp cho bệnh nhân cũng phải đủ lớn để tiêu diệt vùng mô bệnh lý Do không thể đặt các dụng cụ đo liều trong các cơ quan nội tạng cũng như xương, mạch máu, mắt do đó việc đo liều được thay thế bằng phương pháp tính liều dựa trên những mô hình [34, 41, 99] Để đánh giá rủi ro cho người tiếp xúc phóng xạ một cách toàn diện hơn, bao gồm tác động của loại bức xạ đến các loại mô khác nhau,

người ta sử dụng đồng thời các khái niệm “liều hấp thụ”, “liều tương đương” và

“liều hiệu dụng” Phần tiếp theo trình bày về các đại lượng liều lượng học bức xạ cũng như cách tính phân bố liều

1.1.4 Các đại lượng và đơn vị đo liều bức xạ

D: liều hấp thụ trong vật được chiếu (Gy hay J/kg),

E: năng lượng hấp thụ trong vật (J),

m: khối lượng của vật (kg)

Liều hấp thụ được sử dụng để đánh giá các hiệu ứng tất nhiên

Liều tương đương

Cùng một giá trị liều, các loại bức xạ khác nhau gây ra các hiệu ứng sinh học khác nhau Ủy ban Quốc tế về An toàn Bức xạ (ICRP) đã đưa ra khái niệm về trọng

số bức xạ (WR), như một thước đo tác dụng sinh học của từng loại bức xạ Liều tương đương được định nghĩa là tích số liều hấp thụ và trọng số tương ứng của từng loại bức xạ [55]:

HT = ∑ DR T,RWR (1.4) Trong đó:

HT: liều tương đương cho một cơ quan T (Sv),

DT, R: liều hấp thụ cho một cơ quan T (Gy) đối với bức xạ R,

WR: trọng số của bức xạ R

Liều tương đương dùng để đánh giá hiệu ứng ngẫu nhiên (ung thư, các bệnh

di truyền) hay hiệu ứng tất nhiên ứng với một cơ quan xác định

Liều hiệu dụng

Khái niệm về liều hiệu dụng được Wolfgang Jacobi đề xuất vào năm 1975 Trong ấn phẩm ICRP 29 [53], khái niệm này mang tên “liều tương đương hiệu

dụng” Vào năm 1991, ấn phẩm ICRP 60 [54] đã rút ngắn tên của khái niệm này thành "liều hiệu dụng”, nó được sử dụng để đánh giá các hiệu ứng ngẫu nhiên trong lĩnh vực an toàn bức xạ (ATBX), vì nó cho phép tổng hợp liều từ các phần khác nhau trong cơ thể Cách tính liều hiệu dụng như sau:

E=∑TWTHT (1.5) Trong đó:

E: liều hiệu dụng cho cơ thể (Sv),

HT: liều tương đương cho một cơ quan T (Sv),

WT là trọng số mô của cơ quan T

Trọng số mô cho biết tỉ lệ đóng góp của mỗi mô hay cơ quan đến rủi ro toàn phần của cơ thể khi bị chiếu xạ Tổng các trọng số mô trong cơ thể bằng 1 Liều hiệu dụng giới hạn được khuyến cáo để giảm thiểu rủi ro của tác dụng ngẫu nhiên cho cả cơ thể

Do vai trò quan trọng của các giá trị liều giúp đánh giá rủi ro cũng như hiệu quả điều trị, một trong những trọng tâm nghiên cứu về YHHN đó là về các phương pháp tính liều Phần tiếp theo sau đây sẽ trình bày tình hình nghiên cứu liên quan đến việc tính liều cho bệnh nhân và người tiếp xúc với bệnh nhân

1.2 Tình hình nghiên cứu về các kỹ thuật tính liều cho bệnh nhân và người tiếp xúc với bệnh nhân

1.2.1 Tình hình nghiên cứu trên thế giới

1.2.1.1 Kỹ thuật tính liều cho bệnh nhân và người tiếp xúc

Trong mục này sẽ trình bày về các kỹ thuật tính liều cho bệnh nhân và người tiếp xúc, bao gồm việc tính liều ở mức cơ quan và mức voxel

a) Kỹ thuật tính liều cho bệnh nhân

 Kỹ thuật tính liều ở mức cơ quan

Từ khoảng năm 1940, các phương pháp tính toán liều hấp thụ bắt đầu được nghiên cứu Năm 1956, Loevinger và cộng sự viết một bài tóm tắt về liều bức xạ [68] Năm 1964-1965, Ellett và cộng sự định nghĩa “tỷ lệ hấp thụ” là phần năng lượng phát ra từ nguồn bị hấp thụ trong mô [31, 32] Họ thực hiện phép tính toán

bằng phương pháp MC cho nguồn photon ở nhiều giá trị năng lượng khác nhau tính cho các bia khác nhau về kích thước và hình dạng Đây chính là ứng dụng đầu tiên của phép tính MC trong việc tính liều bức xạ Tầm quan trọng trong đóng góp của Ellett là đưa ra một khái niệm mới về tỷ lệ hấp thụ và đưa phép tính MC vào việc tính liều hấp thụ, và với việc tính toán bằng phương pháp MC thì không cần giả sử liều hấp thụ tuân theo qui luật hàm mũ Ellett sử dụng một phương trình đơn giản liên quan tỷ lệ hấp thụ và liều hấp thụ, tạo cơ sở cho việc hình thành sơ đồ MIRD [90]

Phương pháp sử dụng sơ đồ MIRD [90] đưa ra mô hình nguồn và bia sớm được các nhà khoa học ủng hộ và phát triển Các cơ quan tập trung thuốc phóng xạ gọi là cơ quan nguồn (Source organ) Hoạt độ thuốc phóng xạ được giả sử đồng nhất trong mỗi cơ quan nguồn Cơ quan nhận liều chiếu gọi là cơ quan bia (Target organ) Mật độ mô được giả sử đồng nhất trong cơ quan bia Vật bị chiếu gọi là phantom Như vậy trong phantom có thể có nhiều cơ quan bia và nhiều cơ quan nguồn Một cơ quan có thể nhận liều chiếu từ chính nó (nguồn trùng bia) hay nhận liều chiếu từ các cơ quan khác chiếu đến (nguồn không trùng bia) Tổng liều hấp thụ mà một cơ quan nhận được từ tất cả các cơ quan nguồn được tính như sau [90]:

Dbia = ∑ Ã(nguồn).S(nguồnbia) (1.6)

S = ∑i∆iΦi (nguồnbia)

mbia (1.7) Trong đó:

Dbia: liều tính cho mô hay cơ quan bia (Gy hay J/kg), trong công thức (1.6) tổng ∑ được lấy cho tất cả các cơ quan nguồn,

∆i: năng lượng của bức xạ i phát ra từ cơ quan nguồn, tính trên một phân rã (J/Bq.s),

𝚽𝐢(nguồnbia): tỷ lệ năng lượng của bức xạ i phát ra từ cơ quan nguồn

được hấp thụ trong cơ quan bia,

mbia: khối lượng vùng cơ quan bia (kg)

Trước đây, để tính liều hấp thụ bằng sơ đồ MIRD, người ta sử dụng các phantom toán học [98] Các phantom được xây dựng dựa trên các thông số trung bình của một nhóm người nào đó, ví dụ người nam-nữ trưởng thành [56], trẻ em, phụ nữ mang thai [44, 76] Các cơ quan hay các vùng cấu trúc trong cơ thể được mô

tả bằng những dạng hình học cơ bản [38] Phương pháp tính liều hấp thụ ở mức cơ quan như công thức (1.6) gặp các hạn chế vì đặc điểm giải phẫu của mỗi bệnh nhân rất khác nhau, hình học của phantom không phản ánh chân thực đặc điểm hình dạng, kích thước và vị trí các cơ quan của bệnh nhân Phương pháp này giả sử sự phân bố hoạt độ và phân bố mật độ bên trong mỗi cơ quan là đồng nhất Trong khi

đó, sự phân bố ở mỗi cơ quan hay mỗi vùng mô đều rất phức tạp, không phù hợp với giả định này Ngoài ra, các thư viện hình học cũng không đủ rộng thể phản ánh hình học phức tạp của các cơ quan Khi một bệnh nhân có khối u, phương pháp này không thể mô tả đúng vị trí khối u cũng như môi trường bao quanh khối u trong cơ thể Những giả định này đều tác động đến kết quả tính toán phân bố liều cho bệnh nhân

Đến năm 1972, Allan M Cormack và Godfrey N Hounsfield phát minh ra máy chụp cắt lớp (CT) đầu tiên [21], tạo ra một cuộc cách mạng trong chẩn đoán hình ảnh y khoa, việc tính liều cũng nhờ đó mà chuyển sang một bước ngoặt mới Máy chụp CT đầu tiên được đưa vào ứng dụng trong lâm sàng vào năm 1974-1976, lúc này máy CT chỉ được dùng để chụp sọ não Sau đó, máy CT được ứng dụng rộng rãi hơn trong lâm sàng, được áp dụng cho nhiều bộ phận khác nhau trong cơ thể Ảnh CT giúp quan sát các cấu trúc giải phẫu chi tiết, giúp đánh giá chính xác vị trí của các bất thường [78] Sau ảnh CT, các thế hệ ảnh cắt lớp khác như PET, SPECT ra đời [80] Các ảnh này được gọi chung là ảnh YHHN, mô tả sự phân bố

hoạt độ thuốc phóng xạ, giúp phản ánh hoạt động trao đổi chất trong cơ thể bệnh nhân Các ảnh cắt lớp nói chung đều được tạo thành từ những ô thể tích rất nhỏ gọi

là những voxel Như vậy, cả cơ thể nói chung hay từng cơ quan nói riêng, đều được tạo bởi một tập hợp các voxel Từ ảnh cắt lớp, người ta nghĩ ra ý tưởng tính liều ở mức độ chi tiết hơn mức cơ quan, cụ thể là ở mức voxel [22] Phần tiếp theo sau đây

sẽ trình bày về các phương pháp tính liều cho phantom voxel

 Kỹ thuật tính liều ở mức voxel

Trong việc tính toán liều lượng chi tiết đến mức voxel, người ta giả sử thông tin trên mỗi voxel là đồng nhất Việc tính liều ở mức voxel đã được đề xuất từ năm

1999 trong ấn phẩm MIRD 17 [22] Những năm gần đây, xu hướng nghiên cứu việc tính liều ở mức voxel dần thay thế cho xu hướng tính liều ở mức cơ quan, đặc biệt

là trong điều trị, vì cần độ chính xác cao [66] Để tính liều ở mức voxel có ba phương pháp được đề xuất: phương pháp “tính tổng nhân liều”, phương pháp “sử dụng giá trị S và sơ đồ MIRD” và phương pháp “mô phỏng Monte Carlo trực tiếp”

[20, 66] Trong mục này sẽ giới thiệu nguyên tắc của từng phương pháp

 Phương pháp tính tổng nhân liều

“Nhân liều” tại một điểm là một hàm cho biết liều hấp thụ trung bình trong một hình cầu có bán kính cho trước, trong một vùng đẳng hướng, trong môi trường đồng nhất và vô hạn [67] Liều hấp thụ tại một điểm bia là tổng liều nhận được từ tất cả các điểm nguồn xung quanh đến nó Ưu điểm của phương pháp này là tính nhanh và đơn giản nhưng phải dựa trên giả sử môi trường đồng nhất của mô, điều này là không phù hợp với thực tế [20]

 Phương pháp sử dụng giá trị S và sơ đồ MIRD

Việc tính liều cho 1 voxel tương tự như việc tính liều cho một cơ quan Liều

mà một voxel bia nhận được bằng tổng liều đóng góp từ tất cả các voxel nguồn khác

và từ chính nó, (từ h = 1 đến h = N) [22]

Dvoxelbia=∑N Ãvoxelnguồn.S(voxelnguồnvoxelbia)

Trong đó,

Dvoxelbia: liều mà một voxel bia nhận được (Gy),

A

̃voxel

nguồn: hoạt độ tích lũy trong voxel nguồn (Bq.s),

S(voxelnguồnvoxelbia): liều hấp thụ trong voxel bia trên một phân rã trong voxel nguồn (Gy/Bq.s)

Môi trường được giả định đồng nhất cho mọi voxel, thường là mô mềm hoặc xương [22, 46] Ảnh YHHN cho biết hoạt độ trong từng voxel nguồn Giá trị S được chọn tính cho các kích thước voxel thông dụng và các nhân phóng xạ thường dùng trong YHHN Phương pháp này cũng dựa trên giả định sự đồng nhất của mô Dieudonné và cộng sự đề xuất một số hiệu chỉnh để làm giảm sai số của giả định này [79] Tuy nhiên, nghiên cứu cũng chỉ rõ, hiệu chỉnh này chỉ áp dụng cho một số

cơ quan ở vùng bụng, không áp dụng được cho vùng ngực, đầu cổ hay tủy xương Bên cạnh đó, phương pháp này còn hạn chế tính “xuyên sâu” của bức xạ gamma Phạm vi của bức xạ gamma thường được giả sử là năm voxel [17] Với các giả định này, việc tính liều cho voxel bằng phương pháp sử dụng giá trị S cũng gặp hạn chế

về tính chính xác cũng như tính linh động Để giải quyết tất cả các hạn chế này, phương pháp mô phỏng MC được mở rộng tính năng để tính cho toàn phantom voxel mà không cần thực hiện bước tính giá trị S cho từng cặp voxel, phương pháp

này gọi là phương pháp MC trực tiếp

 Phương pháp Monte Carlo trực tiếp

Việc tính liều ở mức voxel bằng phương pháp MC trực tiếp giống với phương pháp sử dụng giá trị S voxel ở chỗ, liều mà một voxel nhận được bằng tổng liều từ các voxel nguồn và chính nó đóng góp Điểm khác nhau nằm ở phương pháp

sử dụng giá trị S thực hiện mô phỏng MC cho từng cặp voxel nguồn và bia có cùng mật độ, ở khoảng cách nào đó, sau đó hoạt độ trong từng voxel nguồn được sử dụng

để tìm tổng liều mà một voxel bia nhận được Những voxel có cùng mật độ, hoạt độ hay khoảng cách đến một voxel bia sẽ có đóng góp như nhau cho voxel bia đó Phương pháp MC trực tiếp dựa vào hoạt độ trong mỗi voxel để tạo số phân rã trong voxel đó Do đó, vị trí, mật độ, hoạt độ trong tất cả voxel đều có thể được tính đến

đồng thời trong cùng một lần mô phỏng Những voxel khác nhau có thể có ảnh hưởng khác nhau đến kết quả tính liều mà một voxel bất kỳ nhận được, cho dù chúng có cùng mật độ, hoạt độ hay khoảng cách

Thông tin năng lượng hấp thụ trong các voxel có thể dùng để suy ra liều cho từng cấu trúc Để tính liều cho cấu trúc, phương pháp MC sẽ xác định những voxel nào nằm trong cấu trúc Một phương pháp để xác định một voxel thuộc một cấu trúc

là xem voxel đó có tâm nằm trong cấu trúc đó hay không [30] Với phương pháp này, mọi loại hình học sẽ được “voxel hóa” Nghĩa là mỗi một cấu trúc là một tập hợp các voxel Bằng cách xét vị trí tâm voxel, voxel có thể được xem là nằm hoàn toàn trong cấu trúc (nếu tâm nằm trong cấu trúc) hay bị loại bỏ hoàn toàn (nếu tâm nằm ngoài cấu trúc) Việc sử dụng tiêu chí nào đó để nhận hay loại bỏ voxel sẽ dẫn đến ước tính sai phần năng lượng và khối lượng mà mỗi voxel ở biên đóng góp vào cấu trúc, từ đó ước lượng sai liều cho cấu trúc Trên thực tế, các cơ quan trong cơ thể có kích thước đa dạng và hình học rất phức tạp như da, niêm mạc, ruột, tuyến giáp… trong mọi tình huống, sai số này cần được giảm đến mức tối thiểu để đạt được kết quả tính liều gần với giá trị thật nhất

Để giải quyết khó khăn nêu trên, một số nghiên cứu đã được thực hiện Các nhà nghiên cứu cố gắng cải thiện độ phân giải của ảnh cắt lớp để mô tả các cơ quan chi tiết hơn [110], kết hợp với việc phát triển các kỹ thuật phân đoạn tự động các cơ quan [18, 24, 95] Paula C G và cộng sự đề xuất một phương pháp tính toán riêng cho da [85], trong đó, bề dày da được xác định chính xác hơn Tuy nhiên, lớp da vẫn được đại diện bằng một tập hợp các khối voxel hình hộp, nên cũng chưa thể phản ánh hình học chân thực của lớp da Một nghiên cứu khác lại chỉ định bề dày 1,5 mm cho da [63], điều này không chính xác và giả định này cũng chỉ áp dụng cho da Chung-Yi H và cộng sự sử dụng một thuật toán đặc biệt để phân đoạn xương, họ sử dụng thuật toán dựng hình 3D và mô hình tam giác phức tạp [26] Tuy nhiên, mô hình chỉ áp dụng cho xương Trong các nghiên cứu gần đây, một loại phantom mới xuất hiện gọi là “mesh phantom” [107, 108, 109], giúp mô tả các cơ quan linh động hơn Tuy nhiên, loại phantom này lại không được sử dụng rộng rãi,

và khả năng sẽ chưa được áp dụng trong lâm sàng trong tương lai gần Tóm lại, khó khăn này vẫn đang là vấn đề thách thức các nhà khoa học Trên đây vừa trình bày tình hình nghiên cứu về việc tính liều cho bệnh nhân, phần tiếp theo sẽ trình bày về việc tính liều cho người tiếp xúc với bệnh nhân

b) Kỹ thuật tính liều cho người tiếp xúc

Trong YHHN, ngoài việc tính liều cho bệnh nhân, một vấn đề cũng rất quan trọng là đánh giá liều cho những người tiếp xúc với bệnh nhân như: nhân viên bức

xạ của cơ sở YHHN, gia đình của bệnh nhân và dân chúng nơi công cộng [72, 73]

Do lượng thuốc còn lại trong cơ thể, bệnh nhân trở thành một nguồn phóng xạ Người bệnh có thể được yêu cầu giữ khoảng cách an toàn, hạn chế thời gian tiếp xúc và thực hiện che chắn với người khác để đảm bảo an toàn cho những người tiếp xúc theo nguyên tắc ALARA [51] Khuyến cáo về giới hạn liều cho những người tiếp xúc với bức xạ được trình bày trong tài liệu [52, 72] của IAEA

Các biện pháp cách ly được thực hiện nhằm bảo vệ những người tiếp xúc với bệnh nhân, nhưng việc cách ly cũng gây ra nhiều phiền toái trong sinh hoạt, thậm chí cảm giác sợ hãi cho bệnh nhân [106] và kể cả người tiếp xúc Theo nghiên cứu của F von Mülle và cộng sự [106], 30% bệnh nhân gặp vấn đề nghiêm trọng do việc cách ly mang lại Việc ước tính liều chính xác không chỉ giúp bảo vệ người tiếp xúc

mà còn là tiêu chí để giải phóng bệnh nhân khỏi sự cách ly, nếu việc cách ly không thực sự cần thiết

Để đơn giản bài toán tính liều, trong nhiều nghiên cứu trước đây, thuốc phóng xạ trong cơ thể bệnh nhân được giả sử là một nguồn điểm, bỏ qua đặc điểm phân bố hoạt độ cũng như cấu trúc mô trong cơ thể bệnh nhân Liều cho người tiếp xúc ở một khoảng cách cho trước được tính theo quy luật nghịch đảo bình phương [97] Theo nghiên cứu của Zˇontar D và cộng sự, việc sử dụng nguồn điểm có thể đánh giá quá cao giá trị liều so với thực tế [111] Siegel J A và cộng sự cho rằng

có những mô hình nguồn chính xác hơn, tuy nhiên họ chỉ giới hạn tính toán với mô hình nguồn là một đoạn để thay cho mô hình nguồn điểm [97]

Trong nghiên cứu của Palmer G.S và cộng sự, một hệ thống ước tính liều cho các thành viên trong gia đình của bệnh nhân điều trị bằng I-131 được xây dựng

để việc tính liều có thể thực hiện đơn giản và nhanh chóng [84] Tuy nhiên, hệ thống này chỉ có thể áp dụng cho một trường hợp cụ thể của bệnh nhân là điều trị bằng I-131 Việc lựa chọn mô hình hình trụ để đại diện cho tuyến giáp không phản ánh đúng hình học của tuyến giáp Nhóm tác giả cho rằng hệ thống này có khả năng tăng ước tính liều lên tối đa 13,4% cho trường hợp một đứa trẻ được giữ bởi một bệnh nhân [84]

Để khắc phục các hạn chế về “hình học” của các mô hình nguồn đơn giản như nguồn điểm, nguồn hình trụ, nguồn hình đoạn thẳng thay thế cho bệnh nhân, nhóm tác giả Albe´rico B.C và cộng sự phát triển phương pháp tính liều với phantom voxel FAX [11] Trong nghiên cứu này, phantom voxel được sử dụng để đại diện cho bệnh nhân Kết quả tính toán khi sử dụng phantom voxel và khi sử dụng nguồn điểm có sự chênh lệch đáng kể Với kết quả tính toán cho bệnh nhân ung thư tuyến giáp, khi bệnh nhân cách người tiếp xúc 0,3 m, sự chênh lệch lên đến 366% [11] Tuy nhiên, nghiên cứu của nhóm tác giả này có một hạn chế, đó là giả

sử sự phân bố nguồn đồng nhất trong tuyến giáp và đồng nhất trong phần còn lại của cơ thể, thay vì sử dụng sự phân bố nguồn từ ảnh YHHN của bệnh nhân

Trong nghiên cứu của Dewji và cộng sự [28], việc tính liều cho người tiếp xúc được thực hiện ở các tình huống giao tiếp xảy ra trên xe buýt hay khi bệnh nhân

ở trên giường và người tiếp xúc ở bên cạnh Tư thế giao tiếp được mô tả chi tiết Tuy nhiên, phantom mà nhóm tác giả sử dụng lại là phantom toán học [28] Nhìn chung, việc ước tính liều cho những người tiếp xúc với bệnh nhân vẫn còn rời rạc, chủ yếu sử dụng các mô hình đơn giản để đại diện cho bệnh nhân và người tiếp xúc [101]

Với sự phát triển của ảnh cắt lớp, việc tính liều cho bệnh nhân có thể thực hiện được ở mức voxel với ảnh CT và ảnh YHHN Tuy nhiên, để tính liều mà một người nhận được do tiếp xúc với bệnh nhân bằng chính sự phân bố thuốc phóng xạ trong cơ thể bệnh nhân, chúng ta cần có một công cụ có khả năng đọc hai phantom

voxel trong cùng một lần mô phỏng, một phantom bệnh nhân và một phantom người tiếp xúc Đồng thời, công cụ này cũng cần phải đọc được ảnh YHHN để bao gồm sự phân bố nguồn trong cơ thể bệnh nhân vào tính toán Điều này vẫn chưa được thực hiện ở các công cụ tính liều hiện nay

Trên đây vừa trình bày tổng quan tình hình nghiên cứu về việc tính liều cho bệnh nhân và người tiếp xúc với bệnh nhân trong YHHN Trong đó, phương pháp

MC trực tiếp được đánh giá cao vì có thể áp dụng cho môi trường không đồng nhất, phù hợp với cấu trúc phức tạp của cơ thể người Song song với các kỹ thuật tính liều, các công cụ tính liều cũng được nghiên cứu và phát triển Phần tiếp theo sẽ giới thiệu một số code và phần mềm mô phỏng sử dụng cho việc tính liều

để đảm bảo chất lượng sống và hiệu quả điều trị Sự phát triển của kỹ thuật hình ảnh

và công nghệ máy tính giúp cho việc tính liều trong YHHN bằng phương pháp MC

có những bước tiến mạnh mẽ Cho đến nay, đã có nhiều code mô phỏng MC ra đời, nhiều hướng tiếp cận được mở rộng Các code MC nổi bật gồm có: PENELOPE [19], EGS [70], MCNP [112] và GEANT4 [89]

 PENELOPE (PENetration and Energy Loss of positron and electron)

PENELOPE được viết bằng ngôn ngữ lập trình Fortran Công cụ này cho phép mô phỏng mọi loại tương tác của photon, electron và positron trong môi trường với phạm vi năng lượng rộng từ vài trăm eV đến cỡ 1 GeV, áp dụng cho các

nguyên tố có Z từ 1 đến 92, được phát triển tại Đại học Barcelona và được nhân rộng bởi OECD (Paris) và RSICC (Oak Ridge) [65]

Việc mô phỏng sự lan truyền của electron trong vật chất ở vùng năng lượng thấp được tính toán khá chi tiết, thậm chí dưới 100 eV, cho phép ứng dụng PENELOPE trong hóa học phóng xạ và sinh học phóng xạ Chương trình được vận hành trên giao diện DOS, cho phép định nghĩa hơn 279 loại vật liệu đơn chất và hợp chất phức tạp Cấu trúc của PENELOPE gồm các chương trình con phục vụ cho các tính toán, trong đó, các thủ tục được đặt tên theo chữ cái đầu của loại hạt, cơ chế tương tác, loại tính toán [65]

 EGS (Electron Gamma Shower)

Được bắt đầu nghiên cứu tại SLAC (Stanford Linear Accelerator Center) của Hoa Kỳ vào năm 1965 bởi Nans-Hellmut Vài năm sau, hai nhà vật lý, W Ralph Nelson thuộc SLAC và Richard Ford thuộc Phòng thí nghiệm Vật lý Năng lượng cao Hanson từ Đại học Stanford (Hoa Kỳ) đã thiết kế lại code và tạo ra phiên bản đầu tiên của EGS (Electron Gamma Shower) (1978) Phiên bản đầu tiên được thiết

kế để giải quyết các vấn đề về vật lý năng lượng cao và không liên quan đến ứng dụng trong y tế Năm 2000, Hội đồng Nghiên cứu Quốc gia của Canada (NRC) đã phát hành một phiên bản EGSnrc [65], với sự đóng góp của Kawrakow, bao gồm nhiều cải tiến, được viết bằng ngôn ngữ Mortran (fortran and more), được đánh giá

là “code vàng” trong mô phỏng [65] Do thế mạnh về việc mô phỏng electron và photon trong phạm vi năng lượng phù hợp (10 keV đến 50 MeV), code EGSnrc được ứng dụng khá phổ biến trong lĩnh vực xạ trị [65, 87]

Trong cấu trúc của chương trình mô phỏng gồm có 2 phần: EGS code của nhóm tác giả và “User code” được phát triển bởi chính người sử dụng Với hệ thống

“User code”, người sử dụng có thể phát triển code riêng để mở rộng tính toán của mình Tuy nhiên, EGS không có sẵn tính năng xử lý ảnh YHHN

 MCNP (MC N-Particle)

Là một code được phát triển bởi Phòng thí nghiệm quốc gia Los Alamos (Hoa Kỳ) để mô phỏng vận chuyển photon (1 keV - 100 GeV), electron (1 keV - 1

GeV) và neutron (10-5 eV - 150 MeV) trong vật chất [65] Kể từ phiên bản 4, code cập nhật hai phiên bản: MCNP5 và MCNPx cho phép mô phỏng 34 loại hạt khác nhau và 2000 ion nặng ở hầu như tất cả các mức năng lượng MCNP6 là sự hợp nhất giữa MCNP5 và MCNPX MCNP được ứng dụng chủ yếu trong các lĩnh vực

an toàn bức xạ, đo liều, che chắn bức xạ, chụp X quang, thiết kế và phân tích, thiết

kế lò phản ứng nhiệt hạch, phân hạch [65, 82] MCNP cũng được viết trên nền tảng Fortran

 GEANT4 (Geometry and tracking version 4)

Bắt đầu được nghiên cứu từ năm 1994 bởi hơn 100 nhà khoa học từ Châu

Âu, Bắc Mỹ và Nhật Bản, là một code mô phỏng dành cho các mục đích chung của vật lý năng lượng cao [65] Về sau, ứng dụng được mở rộng cho các lĩnh vực vật lý hạt nhân, vật lý không gian và vật lý y khoa Có nhiều lý do để một nhà vật lý lựa chọn code GEANT4 Thứ nhất, GEANT4 có thể xử lý tất cả các loại hạt Thứ hai, GEANT4 có thể mô phỏng các dạng hình học phức tạp, nó bao gồm tất cả các dạng hình học của tất cả các code khác Thứ ba, GEANT4 có một điểm rất độc đáo đó là

có thể mô tả hình học chuyển động như bộ phận quay của máy gia tốc, nguồn xạ trị

di chuyển hay thậm chí là sự chuyển động của các cơ quan của bệnh nhân khi thở GEANT4 mở rộng vùng năng lượng quan tâm trong y tế thấp đến cỡ 250 eV GEANT4 còn có thể tính đến các hiện tượng phản xạ, khúc xạ và hấp thụ của các photon Đối với trường điện từ, GEANT4 có thể xử lý được sự vận chuyển của hạt với độ chính xác cao, điều này thuận tiện cho việc mô phỏng đầu máy gia tốc hoặc nơi điều trị đặt trong từ trường GEANT4 có một ứng dụng rất linh động gọi là

“hình học song song”, cho phép áp dụng các tính toán hoặc ghi đặc biệt trong một hình học chồng lên phantom, mà vật liệu của hình học này không ảnh hưởng đến quá trình tính toán Một điểm thú vị nữa của GEANT4 đó là được viết bằng ngôn ngữ lập trình hiện đại C++, là phương thức tiếp cận dễ dàng cho người sử dụng Cuối cùng, GEANT4 là một code mở và miễn phí, cho phép người sử dụng phát triển,

mở rộng code theo mục đích tính toán riêng [65]

Tuy nhiên, GEANT4 có hạn chế đó là người dùng phải mô tả thử nghiệm của mình trên code C++ mà không có giao diện, việc thực thi thông qua các dòng lệnh

Để khắc phục khó khăn này, nhiều nhóm nghiên cứu đã cố gắng phát triển các phần mềm dựa trên code GEANT4 gồm các lệnh cụ thể đơn giản cho người sử dụng, một

trong số đó là phần mềm GAMOS [16] phát triển bởi Trung tâm CIEMAT (Tây

Ban Nha) Đây là một phần mềm mô phỏng các ứng dụng trong y học Qua đó, người sử dụng chỉ cần thực hiện tính toán của mình bằng một tập hợp các lệnh mà không cần phải lập trình GAMOS cho phép người sử dụng chỉnh sửa, tự kiểm tra, thay đổi code, trộn các đoạn code có sẵn một cách vô cùng linh hoạt đáp ứng nhu cầu tính toán đa dạng của người dùng Ngoài ra, nhóm các nhà khoa học còn phát triển GAMOS với mục đích cải tiến tốc độ tính bằng kỹ thuật giảm thăng giáng [16] Để tính liều cho phantom voxel, ảnh cắt lớp cần được chuyển về dạng văn bản (text) theo định dạng của GAMOS (gọi là dạng g4dcm hay ASCII) [16, 77] Liều có thể được tính cho từng voxel hay tính cho cơ quan ở mức voxel Phiên bản 5.0.0 có

hỗ trợ giao diện Các phiên bản sau đó (5.1.0, 5.2.0, 6.1.0) không hỗ trợ giao diện, tất cả yêu cầu phải thực hiện thông qua các dòng lệnh Các dòng lệnh được thực thi thông qua Terminal Phiên bản mới nhất (6.2.0) có hỗ trợ giao diện (và có thêm vào các đóng góp của luận án) Khi việc viết các dòng lệnh hoặc các thông tin đầu vào hoặc thư viện dữ liệu có lỗi, GAMOS sẽ chỉ rõ vị trí lỗi và đồng thời cung cấp cho người dùng thông tin các file code liên quan để người dùng dễ dàng kiểm tra và sửa lỗi Ngoài ra, GAMOS được viết bằng ngôn ngữ C++ dễ tiếp cận cho đa số người dùng Với tài liệu hướng dẫn chi tiết, các tính năng được trình bày rõ ràng thành từng mục với các bài toán mẫu giúp cho người mới sử dụng dễ dàng tiếp cận Được dựa trên nền tảng GEANT4 như GATE, nhưng GAMOS có một số thế mạnh so với GATE Thứ nhất, GATE chỉ cung cấp một tập hợp các kết quả cố định, còn GAMOS có thể thêm vào các code mới dễ dàng nhờ các Plugin, nhờ đó có thể nhận được tất cả những kết quả mong muốn hay mô tả tệp dữ liệu đầu vào linh hoạt phù hợp với mục đích tính toán Thứ hai, với GAMOS, người dùng có thể hiểu chi tiết hơn về các kết quả nhận được thông qua các tiện tích “Filter” và “Classifiers”,

“Tracking verbose”, từ đó có thể kiểm tra kết quả hay chỉnh sửa code phù hợp với bài toán Bên cạnh các phần mềm GATE [59] hay GAMOS, các phần mềm dựa trên các code khác cũng được chú trọng phát triển tính năng tính liều cho phantom voxel [23, 25, 40, 62, 70, 86, 100]

Ở trên vừa trình bày khái quát tình hình nghiên cứu trên thế giới về việc tính liều cho phantom voxel Dựa trên phương pháp MC, các công cụ tính liều cho phantom voxel bao gồm các code mô phỏng và phần mềm tính liều phát triển rất đa dạng Tuy nhiên, do dựa trên cùng một nguyên tắc, các công cụ này cùng gặp một hạn chế đó là sai số gây ra do việc voxel hóa các cơ quan của bệnh nhân Ngoài ra, hiện vẫn chưa có nhiều công cụ phục vụ tốt cho việc tính liều cho người tiếp xúc với bệnh nhân, các ước lượng liều đều dựa trên các mô hình đơn giản

Khác với tình hình phát triển sôi nổi của thế giới, tình hình nghiên cứu về việc tính liều cho phantom voxel trong YHHN ở Việt Nam còn khá mới mẻ Ở mục tiếp theo sẽ trình bày về việc nghiên cứu cũng như ứng dụng YHHN ở Việt Nam

1.2.2 Tình hình nghiên cứu trong nước

Như vừa trình bày, có nhiều phương pháp tính liều Khi áp dụng ở mỗi cơ sở

y tế của mỗi Quốc gia, sẽ có những quy trình cụ thể khác nhau Tại Việt Nam, ĐVPX đã được ứng dụng vào chẩn đoán và điều trị nhiều năm nay, ngành YHHN vẫn duy trì phương pháp tính liều ở mức cơ quan Phần sau đây sẽ trình bày về việc cấp liều cho thủ tục chẩn đoán và điều trị cũng như tình hình nghiên cứu trong nước

 Chẩn đoán

YHHN được dùng để chẩn đoán một số loại bệnh liên quan đến máu, tuyến giáp, gan, thận, dạ dày…Trong mọi trường hợp, liều đều được cấp theo phương pháp chỉ định hoạt độ cố định, có tăng giảm theo kinh nghiệm của bác sĩ dựa vào đối tượng bệnh [32]

 Điều trị

YHHN được ứng dụng để điều trị nhiều loại bệnh như tuyến giáp, gan, tim mạch, u nguyên bào thần kinh, u tủy thượng thận…Trong đó, phương pháp MIRD

được dùng để tính phân bố liều Từ đó, xác định liều ngưỡng an toàn cho các cơ quan xung quanh, mà vẫn đảm bảo có thể tiêu diệt khối u Áp dụng phương pháp cung cấp liều cố định, kết hợp với các thông tin lâm sàng [TSH (hormone kích thích tuyến giáp), kích thước khối u (xác định bằng siêu âm, xạ hình, chụp CT hay sờ nắn bằng tay), độ tập trung thuốc phóng xạ tại cơ quan quan tâm, độ di căn, chức năng thận…], bác sĩ sẽ dựa trên kinh nghiệm để tăng giảm liều cho bệnh nhân [1] Phương pháp trên không dựa vào phân bố mật độ mô cũng như sự phân bố thuốc phóng xạ trong cơ thể bệnh nhân để tính toán phân bố liều cho bệnh nhân

Về tình hình nghiên cứu liên quan đến việc tính liều, liều cho phantom voxel được nghiên cứu khá nhiều trong lĩnh vực xạ trị (chiếu ngoài) [8, 9] Tuy nhiên trong YHHN, việc tính liều chủ yếu được thực hiện ở mức cơ quan, cụ thể là sử dụng phần mềm OLINDA/EXM [5] hoặc suy ra liều từ các công thức đơn giản kết hợp với thông tin từ việc lấy mẫu Nhóm tác giả Trần Xuân Hồi và cộng sự sử dụng máy lấy mẫu khí xách tay, hệ phổ kế gamma phông thấp và điện thoại thông minh, lấy mẫu không khí đối với hơi I-131 để suy ra liều chiếu trong cho nhân viên tham gia sản xuất đồng vị I-131 tại Viện Nghiên cứu Hạt nhân Đà Lạt [4] Kết quả tính toán từ mẫu không khí được so sánh với kết quả từ mẫu nước tiểu cho thấy có sự tương quan không cao, đặc biệt là vùng liều cao hơn 1 mSv Hạn chế của nghiên cứu là thực hiện trên số đối tượng ít và phạm vi không gian thực hiện trong nhà, hơn nữa phương pháp này cũng chưa bao gồm cấu trúc giải phẫu cũng như sự phân

bố hoạt độ trong cơ thể người Nhóm tác giả Nguyễn Văn Hùng và cộng sự thực hiện nghiên cứu việc xác định liều chiếu trong áp dụng quy trình xác định I-131 trong nước tiểu bằng phương pháp “nhấp nháy lỏng” [6, 43] Các mẫu được thu thập từ đối tượng nhiễm xạ được xử lý hóa học, đo hoạt độ phóng xạ bằng hệ đo nhấp nháy lỏng ALOKA-LSC-6100, sau đó tính liều cho tuyến giáp và liều hiệu dụng toàn thân sử dụng chương trình chuyên dụng LUDEP 2.0 Tuy nhiên, các tính toán này chỉ áp dụng cho đối tượng là nhân viên bức xạ, chưa có tính toán thực hiện trên bệnh nhân và người tiếp xúc với bệnh nhân Nhóm tác giả Nguyễn Tấn Châu và cộng sự nghiên cứu việc xác định hoạt độ phóng xạ từ ảnh PET/CT và tính liều

chiếu trong bằng phương pháp MIRD và phần mềm OLINDA/EXM [3] Việc tính liều chiếu trong ở mức voxel chỉ xuất hiện trong các nghiên cứu với tính chất giới thiệu phương pháp, giới thiệu các thế hệ phantom voxel [2], so sánh một số đặc trưng giữa phantom voxel và phantom hình học Có thể thấy, việc tính liều chiếu trong trong YHHN sử dụng phantom voxel là một đề tài từ lâu đã nhận được sự quan tâm lớn của cộng đồng khoa học quốc tế, nhưng vẫn là một đề tài mới mẻ chưa được tập trung nghiên cứu và phát triển ở Việt Nam

Trên đây vừa trình bày bối cảnh hiện tại của việc nghiên cứu về phương pháp tính liều trong YHHN Mặc dù được đánh giá cao hơn phương pháp tính liều cho cơ quan như trước đây, phương pháp tính liều cho phantom voxel vẫn còn một số hạn chế Ở mục tiếp theo, dựa trên những ưu điểm và hạn chế của phương pháp này, chúng tôi xác định nhiệm vụ trọng tâm mà đề tài hướng đến, đồng thời giới thiệu phương pháp và công cụ sẽ sử dụng để thực hiện luận án

1.2.3 Ưu điểm và hạn chế của kỹ thuật tính liều cho phantom voxel

Việc tính liều cho phantom voxel được đánh giá là tối ưu hơn so với việc tính liều ở mức cơ quan Tuy nhiên, phương pháp này vẫn còn một số hạn chế Mục này sẽ trình bày các ưu điểm và hạn chế của việc tính liều cho phantom voxel

1.2.3.1 Ưu điểm

Phương pháp tính liều cho phantom voxel có ưu thế hơn so với phương pháp tính liều ở mức cơ quan, giúp việc tính liều chi tiết và chính xác hơn Các nghiên cứu đã chỉ ra, mặc dù được thiết lập bởi các phương trình toán học với những điều chỉnh phức tạp, phantom toán học vẫn không thể phản ánh chân thực cấu trúc giải phẫu như phantom voxel [107] Việc sử dụng ảnh cắt lớp không yêu cầu xây dựng các dạng hình học phức tạp của các cấu trúc, vì mọi cấu trúc đều được thay thế bằng tập hợp các voxel Phương pháp này cũng không cần dựa trên các giả sử về sự phân

bố hoạt độ hay mật độ trong các cơ quan cũng như khoảng cách giữa chúng Điều

đó giúp mô tả các cơ quan, khối u và môi trường xung quanh một cách chân thực hơn Với sự phát triển của tốc độ máy tính, các kỹ thuật hình ảnh, kỹ thuật phân đoạn cơ quan, các code và phần mềm mô phỏng, phương pháp này phát triển nhanh

chóng và mở ra nhiều hướng nghiên cứu rộng rãi Bên cạnh những điểm độc đáo, thú vị và cải tiến mà phương pháp tính liều chiếu trong bằng phantom voxel mang lại, vẫn còn một số hạn chế liên quan đến độ chính xác của kết quả tính liều

1.2.3.2 Hạn chế

Nhiệm vụ quan trọng của YHHN là phải đánh giá đúng phân bố liều trong cơ thể bệnh nhân Từ đó có thể chỉ định liều lượng thuốc phóng xạ vừa đủ để trị bệnh, hạn chế thấp nhất ảnh hưởng đến sức khỏe Tuy nhiên, với phương pháp tính liều cho phantom voxel bằng phương pháp MC hiện tại, việc voxel hóa các cơ quan lại gây sai số ở vùng biên cơ quan Để đảm bảo trong mọi tình huống đều có thể ước lượng một liều tối ưu cho bệnh nhân, với bất kỳ hình học hay sự phân bố hoạt độ nào, sai số này cần phải giảm đến mức thấp nhất

Trong an toàn bức xạ, để bảo vệ nhân viên y tế, gia đình của bệnh nhân cũng như những người có thể gặp bệnh nhân ở nơi công cộng, cần phải ước tính liều tối

ưu cho người tiếp xúc với bệnh nhân Nếu liều khi tiếp xúc là nhỏ, nằm trong ngưỡng cho phép, có thể giảm bớt các biện pháp cách ly không cần thiết Để đơn giản hóa tính toán, việc tính liều cho người tiếp xúc hiện tại được dựa trên các mô hình nguồn, không sử dụng sự phân bố thuốc phóng xạ trong cơ thể bệnh nhân [97] Việc ước tính không chính xác liều mà người tiếp xúc nhận được có thể mang lại những rủi ro cho họ nếu liều thực tế cao hơn liều ước tính Ngược lại, sự cách ly quá mức cần thiết có thể đem lại sự bất tiện, lo âu và căng thẳng cho bệnh nhân lẫn người tiếp xúc Vì vậy, cần phải cải thiện phương pháp tính hiện tại, tận dụng sự phát triển của ảnh cắt lớp bao gồm đặc điểm hình học cũng như sự phân bố thuốc phóng xạ trong cơ thể bệnh nhân đưa vào tính toán để kết quả gần với thực tế nhất

Từ các hạn chế của các phương pháp tính liều hiện tại cho bệnh nhân cũng như người tiếp xúc với bệnh nhân, mục tiếp theo sẽ xác định nhiệm vụ của luận án

1.3 Nhiệm vụ của luận án

Dựa trên nhu cầu thực tiễn của ngành YHHN, xu hướng tính liều được phát triển từ mức cơ quan sang mức voxel Xu hướng này vẫn là vấn đề mới ở Việt Nam nhưng từ lâu đã nhận được sự quan tâm của cộng đồng thế giới Nhiều code, phần