Luận văn Xác định phân bố liều bức xạ photon ở lối ra của máy gia tốc Primus - Siemens dùng trong xạ trị

mô lành (nhiều góc chiếu trong xạ trị ngoài) Hình 1.8.a Hình 1.8.b Hình 1.8. Cách chiếu để mô lành ảnh hưởng ít nhất Trên hình 1.8 a đưa ra phương pháp xạ trị ngoài với nhiều góc chiếu khác nhau. Khi sử dụng góc chiếu khác nhau các mô lành chia nhau chịu ảnh hưởng của chùm tia xạ do đó nó ít bị ảnh hưởng nhất, thể hiện qua sơ đồ 1.8b 1.5.4. Phương pháp xạ trị dùng tia gamma Với các hạt nặng tích điện như hạt anpha có khả năng ion hóa mạnh nhưng độ đâm xuyên kém, không được sử dụng trong chiếu xạ từ xa. Hạt electron linh hoạt hơn hạt anpha rất nhiều, có độ đâm xuyên cũng khá lớn được sử dụng chiếu xạ ngoài với các khối u nông như ung thư da. Mặt khác, khi đi vào độ sâu khoảng 5cm thì liều lượng của chùm hạt electron gần như bằng không, do đó gây tổn hại rất ít đến các mô lành. Tia gamma và tia X gây ra độ ion hóa trong môi trường nhỏ hơn các loại hạt trên, nhưng độ đâm xuyên lại rất lớn do đó hiện nay được ứng dụng chủ yếu trong xạ trị từ xa, chúng có thể tác dụng lên tế bào ở sâu trong cơ thể, để điều trị các khối u sâu. Với các u sâu trên 3cm, để giảm liều chiếu ở mặt da và ở các mô lành trên đường đi của chùm tia, người ta chia chùm tia thành nhiều chùm nhỏ chiếu theo các hướng khác nhau sao cho các hướng chiếu được chọn hội tụ tại tâm là khối u cần điều trị như đã chỉ ra trên hình 1.8a. Dùng chùm tia X phát ra từ máy gia tốc, bằng cách quay máy gia tốc chọn hướng chiếu khác nhau cho phép ta thực hiện yêu cầu trên. Khi chiếu với góc chiếu khác nhau, các chùm tia phải đảm bảo sự đồng tâm. Khi đó liều chiếu tập trung chủ yếu vào khối u, còn các tế bào lành liều chiếu giảm đi rõ rệt so với việc chiếu cố định theo một phương. Đây là một trong những ưu việt của xạ trị dùng máy gia tốc. CHƯƠNG 2 MÁY GIA TỐC PRIMUS – SIEMENS DÙNG TRONG XẠ TRỊ 2.1. GIỚI THIỆU CHUNG VỀ MÁY GIA TỐC 2.1.1. Lịch sử phát triển Điều trị ung thư bằng phóng xạ đã được biết đến từ hàng trăm năm nay. Về thuật ngữ “gia tốc” thì đó là một thiết bị tăng tốc chùm điện tử đến một giá trị năng lượng nào đó theo yêu cầu đặt ra. Trong thực tế lâm sàng, người ta sử dụng dải năng lượng từ một vài MeV đến vài chục MeV. Ngày nay, các máy gia tốc hiện đại thường sử dụng hai loại bức xạ: chùm electron (qua hệ thống lái tia và các bộ lọc thích hợp) và chùm photon- do chùm electron đập vào bia phát ra bức xạ hãm còn gọi là tia X. Khi máy gia tốc xuất hiện, nó đã trở thành một công cụ vượt trội trong ứng dụng lâm sàng. Từ những năm đầu của thế kỷ 20, xạ trị được áp dụng bằng những nguồn Radium hay những ống tia catode lạnh. Một cuộc cách mạng đến với ngành xạ trị khi ống catode Coolidge nhiệt được đưa vào sử dụng (năm 1913). Các ống Coolidge này hoạt động ở điện áp 140KV, sau đó tăng lên khoảng 300KV, nhưng suất liều của những loại này còn thấp. Vì thế, người ta tiếp tục tìm kiếm công nghệ làm tăng năng lượng và suất liều của các chùm tia điều trị. Vào những năm 1930, các biến áp đổi tần đã phát triển và được sử dụng như những nguồn cung cấp điện áp cao từ 600KV đến hàng triệu vôn. Năm 1931, một máy gia tốc 700KV đã được lắp đặt ở bệnh viện Memorial - New York và một thiết bị tương tự được chế tạo tại viện Công nghệ Califorina năm 1933. Tiếp đến, loại máy đạt đến một triệu vôn đã được thiết kế và lắp đặt tại bệnh viện Bartholornew, Luân Đôn năm 1944. Ngay sau đó, các máy gia tốc sử dụng loại biến áp cộng hưởng đã trở nên thông dụng. Công nghệ vi sóng đã sử dụng rada trước và trong chiến tranh thế giới thứ II chính là cơ sở của việc chế tạo nguồn phát sóng siêu cao tần hoạt động trong các máy gia tốc hiện đại. Trong những năm 1930, loại máy gia tốc tĩnh điện Van de Graaff được chế tạo và sử dụng trong lĩnh vực nghiên cứu hạt nhân. Dựa trên nguyên tắc hoạt động của nó, vào những năm 1960, tại công ty Kỹ thuật điện tử Boston Massachusetts người ta đã chế tạo ra hai chiếc máy gia tốc dùng trong lâm sàng. Những thiết bị này hoạt động tỏ ra rất ổn định và có hiệu quả. Tuy nhiên đến đầu những năm 1970, chúng đã nhường chổ cho loại máy gia tốc hiện đại hơn - máy gia tốc tuyến tính hay gia tốc thẳng mà ngày nay với tên gọi đơn giản là “linac”. 2.1.2. Tình hình ở Việt Nam Trước đây, việc xạ trị ung thư ở Việt Nam chỉ được thực hiện bằng máy xạ trị Cobalt, một loại máy xạ trị sử dụng đồng vị phóng xạ Cobalt-60, sử dụng các tia gamma, có hai mức năng lượng 1,17 và 1,33MeV. Như vậy, trong xạ trị ung thư, loại máy này không cho phép thực hiện kỹ thuật điều biến cường độ (IMRT) không điều trị linh động, hiệu quả với các khối u ở những độ nông sâu khác nhau[1]. Tuy nhiên xạ trị chiếu ngoài có các đặc điểm sau:  Photon có năng lượng càng cao thì khả năng đâm xuyên càng lớn và hiệu quả sinh học càng cao.  Khoảng cách giữa nguồn xạ và da bệnh nhân càng lớn thì sự phân bố liều lượng bức xạ ở mô bệnh sâu dưới đó càng đồng nhất trong thể tích khối u. Tuy nhiên tăng khoảng cách đó sẽ kéo theo sự suy giảm cường độ chùm tia chiếu tới. Để khắc phục sự hao hụt cường độ đó cần có các photon có năng lượng cao hơn.  Tia đâm xuyên càng lớn khi vào cơ thể bệnh nhân càng tạo nên suất liều điều trị trong sâu tốt hơn, đồng thời liều gây hại cho các mô lành trên đường xuyên qua càng ít hơn.  Sự tán xạ (khuyếch tán) ra mô lành xung quanh u càng ít hơn khi năng lượng chùm photon càng lớn.  Chùm tia càng mạnh càng tạo ra mặt phẳng đồng liều (isodose) trong mô bệnh tốt hơn. Ngày nay, với sự tiến bộ của khoa học kĩ thuật, đặc biệt là công nghệ vi sóng, các loại máy gia tốc ra đời với những nguồn phát sóng siêu cao tần. Trong xạ trị, sự ra đời của máy gia tốc là một bước ngoặt mới trong điều trị ung thư. Với máy gia tốc, người sử dụng có thể thay đổi liều xạ trị cho phù hợp với tính chất và độ nông sâu của từng khối u khác nhau. 2.1.3. Tiêu chuẩn của máy gia tốc Các máy gia tốc được sử dụng trong lâm sàng ngày nay được kế thừa từ sự nghiên cứu, cải tiến công nghệ mạnh mẽ trong suốt hơn ba mươi năm qua và khẳng định được giá trị, vai trò của loại thiết bị này. Dù có những khác nhau về kiểu dáng chế tạo giữa các hãng sản xuất, song những nguyên tắc yêu cầu trong điều trị cơ bản là giống nhau. Với mục đích ứng dụng trong lâm sàng, một số yêu cầu đặt ra cho các máy gia tốc cần thiết kế sao cho thỏa mãn những tiêu chuẩn chủ yếu sau đây [4,5]: o Chùm tia bức xạ phải được xác định rõ và thay đổi được về các kích thước trường chiếu. o Liều lượng bức xạ phải đồng đều bên trong chùm tia. o Liều lượng của thiết bị phát ra phải ổn định không chỉ trong mỗi giai đoạn điều trị mà ổn định trong suốt thời gian sử dụng của thiết bị. o Năng lượng, cường độ vị trí và hướng của chùm tia X hay electron phải được kiểm soát trong điều trị. o Liều lượng tia xạ phân bố trên bệnh nhân phải được đo đạc một cách chính xác. o Chùm tia bức xạ phải điều chỉnh và thay đổi được theo bất kì hướng và vị trí nào trên bệnh nhân. o Để thực hiện được việc hướng chùm tia vào đúng vị trí bệnh nhân thì hệ thống giường điều trị phải chuyển động được theo ba chiều với độ chính xác cao. o Vì việc điều trị thường phải kéo dài nên thiết bị phải hoạt động ổn định và chính xác cao. Độ ổn định là hết sức quan trọng trong mục đích điều trị, để có thể phục vụ được một số lượng lớn bệnh nhân khi đã chi ra một khoản tiền lớn mua sắm thiết bị. o An toàn và ổn định về cơ khí cũng là một thông số hết sức quan trọng. 2.2 MÁY GIA TỐC DÙNG TRONG XẠ TRỊ UNG THƯ NGÀY NAY 2.2.1 Nguyên lý cấu tạo của máy gia tốc electron Máy gia tốc tuyến tính dùng trong xạ trị còn gọi là máy gia tốc Megavolt hay máy gia tốc electron. Có thể minh họa các bộ phận chính của một máy gia tốc xạ trị bằng sơ đồ khối đơn giản trên hình 2.1 [3]. Hình 2.1. Các bộ phận chính của một máy gia tốc xạ trị Các thành phần chính của một máy gia tốc dùng trong y tế thường được chia thành 5 hệ thống:  Hệ thống bơm: là một nguồn eletron và được gọi là súng điện tử (electron gun).  Hệ thống tần số vô tuyến: bao gồm nguồn tần số vô tuyến sử dụng magneton hoặc klyston, bộ điều chế, ống dẫn sóng gia tốc, trong đó các electron được gia tốc và một §Çu m¸y ®iÒu trÞ HÖ thèng héi tô, tõ tr−êng l¸i tia HÖ thèng t¨ng tèc chïm electron Bé cung cÊp n¨ng l−îng vμ ®iÒu biÕn Nguån cung cÊp sãng siªu cao tÇn Chïm tia Sóng ®iÖn tö circylator cho phép truyền công suất vô tuyến chỉ từ nguồn đến ống dẫn sóng gia tốc nhưng không theo hướng ngược lại.  Hệ thống thiết bị phụ trợ: bao gồm hệ thống bơm chân không, hệ thống làm lạnh nước, hệ thống nén khí, hệ thống chất điện môi bằng gas để truyền vi sóng từ bộ phát tần số vô tuyến tới ống dẫn sóng gia tốc và bảo vệ ngăn bức xạ rò.  Hệ thống vận chuyển chùm tia: Hệ thống vận chuyển chùm electron trong chân không từ ống dẫn sóng gia tốc tới là tán xạ, kết hợp với thiết bị lái từ trường và các thiết bị hội tụ.  Hệ thống theo dõi và chuẩn trực chùm tia: Hệ thống chuẩn trực và theo dõi chùm được đặt trong đầu điều trị, cung cấp hình dạng và theo dõi chùm tia X hoặc chùm tia electron lâm sàng. Bên cạnh đó còn rất nhiều phần khác đi kèm với phần gia tốc là:  Hệ thống collimator chuẩn thông dụng.  Hệ thống đèn laser xác định trụ quay của máy, trục thẳng đứng của chùm tia, bộ hiển thị chùm tia bằng ánh sáng nhìn thấy.  Hệ thống camera theo dõi bệnh nhân, hệ thống đàm thoại giữa thầy thuốc và bệnh nhân.  Hệ thống đo khoảng cách từ nguồn tới da bệnh nhân.  Hệ thống máy tính điều khiển thiết bị, màn hình thông báo các số liệu liên quan đến việc điều trị.  Hệ thống cho chắn phóng xạ.  Hệ thống tự ngắt máy gia tốc khi có sự cố. Các hệ thống liên quan đến quá trình điều trị bằng máy gia tốc:  Giường máy có thể điều khiển lên, xuống, quay theo các góc.  Hệ thống tính liều lượng và lập kế hoạch điều trị.  Hệ thống đo liều: máy đo tia phóng xạ, máy đo phòng hộ tia xạ…  Hệ thống làm khuôn chì… 2.2.2 Nguyên lý hoạt động của máy gia tốc electron Ban đầu, các electron được sinh ra do bức xạ nhiệt từ catod của súng điện tử bị nung nóng. Sau đó electron được tăng tốc về phía anod đục lỗ để đi vào ống dẫn sóng gia tốc. Ở đây, các electron được gia tốc bước đầu bằng trường tĩnh điện. Trước khi đi vào ống dẫn sóng, các electron được điều chế thành xung rồi được phun vào ống dẫn sóng. Trong ống dẫn sóng, các electron được gia tốc bằng sóng cao tần. Năng lượng truyền cho electron lấy từ bức xạ vi sóng. Bức xạ vi sóng phát ra dưới dạng các xung ngắn. Bức xạ này được tạo ra bởi các bộ phát tần số vi sóng - đó là các “van” magnetron hoặc klystron. Klystron thường được dùng với các máy gia tốc năng lượng cao với mức năng lượng đỉnh là 5 MV hoặc hơn nữa để gia tốc điện tử. Các electron được phun vào ống dẫn sóng sao cho đồng bộ với xung của bức xạ vi sóng để chúng có thể được gia tốc. Hệ thống ống dẫn sóng và súng điện tử được hút chân không cao, sao cho các electron gia tốc có thể chuyển động trong đó mà không bị va chạm với các nguyên tử khí. Chùm electron được gia tốc trong buồng tăng tốc có xu hướng phân kỳ và không chyển động chính xác dọc theo trục được. Có nhiều nguyên nhân gây ra hiện tượng này. Đó là lực đẩy Culomb giữa các electron mang điện tích cùng dấu, do sự lắp ghép không hoàn hảo làm cho cấu trúc ống dẫn sóng không hoàn toàn xuyên tâm, do tác động của các điện từ trường ngoài… Do đó, chùm electron gia tốc phải được lái một cách chủ động. Trước hết sử dụng một điện trường hội tụ đồng trục để hội tụ chùm tia theo quỹ đạo thẳng. Sau đó là các cuộn lái tia tạo ra từ trường tác dụng lực lên các electron để dẫn chùm tia đi đúng hướng theo ống dẫn sóng, từ đó hướng ra ngoài theo đường cong nào đó hoặc được uốn để hướng tới bia tạo ra tia X. Khi máy gia tốc ở chế độ phát chùm electron, thì chùm tia electron gia tốc được đưa trực tiếp vào đầu điều trị qua một cửa sổ nhỏ. Sau đó được tán xạ trên các lá tán xạ hoặc được từ trường quét ra trên một diện rộng theo yêu cầu của hình dạng, diện tích trường chiếu trong các trường hợp điều trị cụ thể. Chùm tia được tạo hình dạng bằng các bộ lọc phẳng, nêm, collimator sơ cấp, thứ cấp. Liều lượng được kiểm soát bằng các detector. Còn nếu ở chế độ phát tia X thì chùm electron đã gia tốc được uốn theo một đường cong thiết kế để đập vào bia. Chùm tia electron có động năng lớn xuyên sâu vào bia, tương tác với các nguyên tử vật chất và bị hãm lại, phát ra tia X năng lượng cao. Phổ năng lượng của tia X phát xạ và suất liều bức xạ phụ thuộc vào mức năng lượng của điện tử, nguyên tử số, bề dày bia và chất liệu dùng làm bia. Chùm tia X phát ra cũng được kiểm soát về liều lượng, được định lượng phù hợp. Hầu hết các máy gia tốc xạ trị hiện nay đều có hai chế độ phát chùm photon và chế độ phát electron. Do đó về mặt cơ khí được cấu tạo để có thể thay đổi từ chế độ này sang chế độ khác một cách linh hoạt. Ví dụ như bia tia X có thể đưa ra khi sử dụng chế độ phát tia X và được rút vào khi phát chùm photon. Trong quá trình hoạt động, khi hãm các chùm electron, bia tia X bị nóng lên, do đó cần hệ thống làm nguội bằng nước. Với mục đích điều trị, máy gia tốc được thiết kế hệ thống cơ khí chuyển động linh hoạt như cần máy và giường điều trị. Các hệ thống này đều được kiểm soát an toàn bằng một chuỗi khóa liên động điện, cơ khí, nhiệt độ, áp suất và kiểm soát chùm bức xạ với nhau. 2.3 MỘT SỐ NÉT SƠ LƯỢC VỀ MÁY GIA TỐC PRIMUS- SIEMENS Đây là máy gia tốc hiện đang được sử dụng điều trị ung thư tại bệnh viện K- Hà Nội và ở một số cơ sở điều trị khác tại Việt Nam. Máy có nguyên lý cấu tạo và hoạt động như loại máy Megavolt trong xạ trị đã được trình bày ở phần trên [3,4]. Trên hình 2.2 là hình ảnh của máy gia tốc Primus đang được sử dụng điều trị ung thư Hình 2.2. Máy gia tốc xạ trị Primus Máy gia tốc Primus cung cấp hai nguồn bức xạ để điều trị: Chùm electron trực tiếp với các mức năng lượng khác nhau: 6, 9, 12 và 15 MeV. Bức xạ này tuy không có khả năng xuyên sâu nhưng có hệ số truyền năng lượng LET (linear energy transfer) cao hơn nhiều lần so với photon. Vì vậy nó có hiệu quả điều trị rất cao với các tổn thương nông. Các mức năng lượng dùng để điều trị khối u ở sát bề mặt với độ nông sâu khác nhau như ung thư da và ung thư vú. Chùm photon với hai mức năng lượng 6MeV và 15 MeV dùng để điều trị khối u ở độ nông sâu khác nhau như u vùng tai mũi họng, vùng cổ, u phổi, u trung thất, các khối u vùng bụng và tiết niệu, khối u xương, não, đầu, cổ, ngực, phổi, hạch bạch huyết, tuyến tụy, xương chậu …và các bệnh trẻ em. Các mức năng lượng này cho phép điều trị hiệu quả ung thư ở khắp nơi trong cơ thể: trong não, đầu mặt cổ, phổi, các tạng trong ổ bụng, hạch bạch huyết…Khi máy ở chế độ phát phát tia gamma, chùm electron sau khi được gia tốc được đưa đến đập vào bia, tạo ra chùm tia X đi ra từ cửa sổ trong đầu máy điều trị. Tuy nhiên, chùm tia được lấy ra để điều trị không phải là chùm tia sơ cấp này mà là chùm tia sau khi đã đi qua một hệ thống các collimator che chắn, lọc, nêm,…Trong đó, lọc và nêm là các bộ phận dùng để lọc phẳng chùm tia, collimator sơ cấp để hạn chế kích thước trường cực đại của chùm tia X, collimator thứ cấp để định dạng trường chiếu [4,5] của chùm tia. Trên hình 2.3. đưa ra sơ đồ cấu tạo lối ra của máy gia tốc dùng trong xạ trị để thu được chùm photon có trường chiếu khác nhau. Năng lượng của chùm tia đi ra từ cửa sổ của đầu điều trị được tập trung chủ yếu trong trường chiếu đã xác định do sự định dạng của collimator thứ cấp. Các loại máy gia tốc xạ trị hiện đại thường dùng loại collimator đa lá có thể định dạng trường chiếu rất chi tiết. Máy gia tốc tuyến tính Primus của hãng SIEMENS đáp ứng được các yêu cầu của xạ trị chiếu ngoài hiện đại. Hình 2.3: Sơ đồ hệ thống collimator và lọc phẳng chùm tia X trong đầu điều trị của máy gia tốc xạ trị Primus Chùm tia phát ra từ máy Primus được xác định rõ về năng lượng, liều lượng ổn định trong suốt thời gian sử dụng. Liều đó đồng đều bên trong chùm tia và được đo đạc chính xác. Hướng đi và cường độ của chùm tia, vị trí và kích thước trường chiếu được kiểm soát và điều chỉnh dễ dàng. Thân máy có thể chuyển động quanh giường bệnh nhân, giúp dễ dàng tạo ra các góc chiếu khác nhau. Chùm electron Collimator thứ cấp Buồng ion hóa Bộ lọc phẳng Collimator sơ cấp Bia tia X Chùm tia X đi ra điều trị Máy Primus hiện đại có những ưu điểm để thoả mãn các yêu cầu về lọc tia, lái tia và che chắn thích hợp để khắc phục hiện tượng tán xạ. Primus có bộ phận hội tụ và uốn cong, láí chùm tia ở các mức năng lượng mong muốn. Điều đó tạo điều kiện thuận lợi để điều chỉnh trường chiếu. Hình 2.4. Collimator đa lá định dạng trường chiếu Phần mềm Simtec AFS của máy cho phép tự động sắp xếp các trường chiếu với các góc độ khác nhau của thân máy mà không cần sự can thiệp của người điều khiển. Với phần mềm này hiệu quả điều trị tăng lên vì đạt được sự phù hợp lý tưởng giữa sự mong muốn về hiệu quả điều trị và kích thước trường chiếu. Nó bao gồm các MLC với các ưu điểm đã nêu ở trên. Máy có hệ thống lập kế hoạch điều trị (Treatment Planning System) với phần mềm của Prowess, Hoa Kỳ có thể thu nhận ảnh từ bất kỳ máy ghi hình nào, hợp nhất ảnh, kết nối mạng. Phần mềm có các chức năng xử lý ảnh và mô hình hoá cơ quan giải phẫu, dễ dàng vẽ đường viền tự động hoặc thủ công, miêu tả bề mặt, nội suy hoặc nhập đường bao lát cắt, đặt các điểm tính toán liều lượng, hiển thị và so sánh liều, tạo dựng trường chiếu, tính toán liều cho trường chiếu v.v. Primus có chức năng mô phỏng ảo cho máy CT. Đây là một kỹ thuật mới dùng để mô phỏng qua dữ liệu thu thập một lần khi chụp CT. Bệnh nhân không cần quay trở lại một lần nữa để làm mô phỏng trước khi xạ trị. Nó xác định được các đồng tâm (isocenter) và trường phối hợp với phép chiếu chính xác đến 1 mm. Nó cũng có trang bị phần mềm mô phỏng ảo 3 chiều của Prowess, Hoa Kỳ, máy tính CT1-1 với màn hình 800 x 600. Trên đầu máy có monitor để kiểm soát liều. Ngoài ra máy còn có một hệ thống cơ khí để chuyển động giường bệnh nhân và cơ chế đảm bảo an toàn bức xạ. collimator Trường chiếu Giường bệnh nhân với các chế độ hãm nhằm giảm rung khi chuyển động, phanh tự động khi mất điện, điều chỉnh tư thế bằng điện và bằng tay. Có hệ thống cửa chắn để ngăn chặn photon và electron năng lượng cao thoát ra ngoài trong quá trình xạ trị. Có chế độ đảm bảo an toàn bức xạ tự động. Hệ thống được trang bị hệ phantom nước 3 chiều, hệ thống đo liều, hệ thống làm khuôn Styro Former để tạo các khuôn đúc có hình dạng giống khối u giúp thực hiện che chắn các vùng cần bảo vệ khi xạ trị. Hệ thống lưu trữ và quản lý bệnh nhân theo phần mềm Lantis mới nhất. Có hai cặp ngàm chuyển động độc lập, hoặc đối xứng giúp dễ dàng trong việc tạo ra các trường chiếu có độ mở khác nhau tùy theo yêu cầu sử dụng. Nhờ cặp ngàm này mà có thể tiến hành kĩ thuật xạ trị tiên tiến JO-IMRT (xạ trị điều biến cường độ bằng cặp ngàm) mà không cần collimator nhiều lá MLC. Đây là kỹ thuật xạ trị tiên tiến đang được áp dụng rộng rãi ở châu Âu, Mỹ. CHƯƠNG 3 XÁC ĐỊNH PHÂN BỐ LIỀU BỨC XẠ PHOTON Ở LỐI RA CỦA MÁY GIA TỐC PRIMUS – SIEMENS 3.1. PHƯƠNG PHÁP THỰC NGHIỆM XÁC ĐỊNH PHÂN BỐ LIỀU BỨC XẠ PHOTON 3.1.1 Xác lập chế độ chiếu Trong mỗi phép đo phân bố liều chiếu chùm bức xạ photon cũng như electron đầu tiên là phải xác định chế độ chiếu và liều chiếu tương ứng. Quá trình này được thực hiện bằng một phần mềm chuyên dụng do hãng Siemens cung cấp. Chế độ chiếu bao gồm loại bức xạ sử dụng là photon hay electron. Sau khi xác lập loại bức xạ, bước tiếp theo là xác lập năng lượng bức xạ cần sử dụng. Công việc tiếp theo là chuẩn liều tuyệt đối cần chiếu. Đây là bước quan trọng nhất của quá trình xạ trị và là công việc phải tiến hành thường xuyên đối với các kỹ sư vật lý. Bước quan trọng nhất trong việc chuẩn liều tuyệt đối là công việc bắt buộc phải làm hàng ngày, hàng tuần, hàng tháng, hàng năm đối với các cơ sở y tế có sử dụng máy gia tốc tuyến tính trong xạ trị. Công việc này nhằm đảm bảo máy hoạt động đúng, chính xác, phát ra liều lượng như mong muốn. Đơn vị MU (Monitor Unit). MU được hiểu là đơn vị phóng xạ mà máy phát ra đối với mỗi mức năng lượng khác nhau. MU của một mức năng lượng được quy chuẩn về liều lượng hấp thụ như sau: 1MU tương ứng với liều lượng 1cGy(10-2Gy) đo trong phantom nước tại độ sâu liều cực đại (dmax) của mức năng lượng đó với khoảng cách từ nguồn đến bề mặt là SSD = 100cm và trường chiếu chuẩn 10x10 cm2. Tỷ số: C = Liều lượng đo được/Số MU phát ra được gọi là hệ số chuẩn hóa (Calibration factor). Liều lượng đo đạc ở đây là tại độ sâu dmax của mức năng lượng cần chuẩn liều với SSD = 100 và trường chiếu 10x10cm2. Việc chuẩn liều tuyệt đối cho một mức năng lượng chính là việc điều chỉnh máy làm sao để hệ số chuẩn hóa của mức năng lượng đó C = 1. Như vậy nếu máy phát ra a MU của năng lượng đó thì ta sẽ hiểu rằng liều tại dmax, SSD=100 của trường chiếu 10x10 cm2 sẽ là a cGy. Setup phantom nước, đầu dò tại vị trí cần đo, khoảng cách từ nguồn đến bề mặt SSD=100, độ sâu đo đạc dmax của mỗi mức năng lượng. Setup máy gia tốc mở trường chiếu 10x10cm2, cho máy phát ra 200MU Ghi lại kết quả đo đạc sau khi máy hoàn thành việc phát tia. Nếu kết quả đo được là 200cGy thì tiếp tục đo thêm 2 lần nữa để kiểm tra lại. Nếu kết quả đo đạc khác 200cGy thì sẽ tiến hành điều chỉnh 2 thông số D1_G và D2_G trong Control Console (bảng điều khiển) của máy như sau:  Thay giá trị D1_G cũ bằng giá trị D1_G mới, D1_G mới = D1_G cũ * Kết quả đo liều/200.  Tương tự: Thay giá trị D2_G cũ bằng giá trị D2_G mới, D2_G mới = D2_G cũ * Kết quả đo liều/200. Lặp lại quá trình trên cho đến khi kết quả đo đạc là 200cGy. Trong xạ trị quy định việc chuẩn máy hàng ngày, hàng tuần thì sai số cho phép là 3%. 3.1.2.Các thiết bị đo Trong xạ trị, việc kiểm tra liều chiếu từ máy gia tốc phải được tiến hành thường xuyên bằng những thiết bị đo liều do IAEA cung cấp. Phần thực nghiệm của Luận văn tiến hành đo phân bố liều trên máy gia tốc xạ trị Primus tại bệnh viện K Hà Nội, sử dụng các thiết bị đang được dùng để kiểm tra liều chiếu hàng ngày tại đây. Thiết bị đo là một Dosimeter kết nối với đầu đo là buồng ion hóa Farmer Type chamber FC65 – P. Trên hình 3.1a là thiết bị đo Dosimeter và trên hình 3.1b là đầu đo Famer type chamber FC65-P được sử dụng trong Luận văn. Hình 3.1a. Thiết bị đo Dosimeter Hình 3.1b.Đầu đo Famer type chamber FC65-P Một số thông số kỹ thuật của buồng ion hóa Farmer Type chamber FC65 - P như sau: Công dụng + Đo liều tuyệt đối chùm photon và electron trong xạ trị. + Đo trong không khí, chất rắn, trong phantom nước. + Sử dụng trong việc đo liều thường quy. Các đặc trưng + Buồng ion hóa không khí. + Có cấu trúc lớp nhựa vững chắc giúp việc kiểm tra liều hàng ngày. + Không thấm nước. + Có các lỗ thoát khí qua các lớp không thấm nước. + Được bảo vệ chắc chắn. + Cung cấp cho việc chuẩn máy và có hướng dẫn sử dụng. Vật liệu + Điện cực ngoài POM ( 1.42g/cm3). + Điện cực trong làm bằng nhôm (2.7g/cm3). Kích thước vùng hoạt + Thể tích thông thường 0,65 cm3. + Tổng chiều dài của vùng hoạt 23,2 mm. + Đường kính bên trong của hình trụ 6,2 mm. + Độ dày của lớp vỏ 0,4 mm. Cáp và cầu nối + Kiểu kết nối TNC ba trục. + Chiều dài của dây cáp 1,4m. Thông số hoạt động + Dòng điện dò < 10-15 A. + Độ nhạy 21.10-9 C/Gys. 3.1.3. Phantom Nhiệm vụ thực nghiệm của Luận văn là xác định phân bố liều của chùm photon phát ra từ máy gia tốc xạ trị. Trong thực nghiệm tiến hành đo liều hấp thụ trong các phantom. Do cấu tạo mô cơ thể con người chủ yếu là nước nên người ta sử dụng môi trường nước để đo liều hấp thụ (gọi là phantom nước) khi tính toán liều để điều trị là chính xác nhất. Nhưng trên thực tế, khi đo liều lượng hàng ngày không cần thiết đến loại phantom nước to, cồng kềnh, mà sử dụng loại phantom đặc tiện lợi hơn. Loại phantom này không nhất thiết phải có mật độ vật chất chính xác như mô cơ thể mà chỉ gần đúng. Đó là các tấm mỏng làm bằng polystyrence có tỉ trọng lớn hơn nước một chút. Trong đó có khoan lỗ để đặt đầu đo đúng với độ sâu đo liều tham khảo là 5cm đối với chùm photon 10MV và 7cm cho chùm photon từ 11 đến 25MV. 3.1.3.1 Phantom nước Để thực hiện phép đo liều hấp thụ theo chiều sâu trong Luận văn sử dụng phantom nước đo liều là loại Blue Phantom - Kích thước 40x40x40 cm3 - Nhà sản xuất IBA Dosimetry - Xuất xứ: Đức có dạng như hình 3.2a. Blue phantom thực chất là một thùng lập phương rỗng làm bằng Plastic được tích hợp các thiết bị sau:  Thùng chứa nước: Chứa nước để bơm vào phantom khi cần đo.  Máy bơm nước: Bơm nước từ thùng chứa vào phantom khi cần thực hiện đo đạc và hút nước ra khỏi phantom vào thùng chứa khi kết thúc.  Thiết bị nâng, hạ phantom để điều chỉnh khoảng cách từ nguồn đến bề mặt nước khi cần thiết. Hình 3.2a. Phantom nước. 3.1.3.2. Bộ điều khiển dịch chuyển của buồng ion hóa chính Bộ điều khiển- CCU (Control Unit) được kết nối với máy tính cài đặt phần mềm OmniPro- Accepts. Phần mềm có chức năng điều khiển sự di chuyển của buồng ion hóa chính trong phantom chuyển động lên, xuống, sang trái, sang phải theo các vị trí đã được lập trình sẵn trong phần mềm. Đồng thời CCU thu nhận tín hiệu từ hai buồng ion hóa chính và tham chiếu sau đó truyền tải về máy tính để phần mềm OmniPro-Accepts xử lý. Hình 3.2b Bộ điều khiển của buồng ion hóa CCU 3.1.2.3. Phần mềm thu nhận và xử lý số liệu  Tên phần mềm: OmniPro Accepts - Phiên bản: 6.6c - Nhà sản xuất: IBA Dosimetry; Xuất xứ: Đức. Hình 3.2c Giao diện phần mềm Omnipro-Accepts Các chức năng chính:  Kết nối với CCU để dịch chuyển đầu dò đến các vị trí cần đo liều theo yêu cầu của phần mềm mà người dùng đã nhập vào.  Thu nhận và xử lý số liệu từ buồng ion hóa. Hiển thị kết quả đo đạc: Trong khi tiến hành đo phần mềm OmniPro Accepts tìm kiếm liều hấp thụ cực đại, xác định liều tương đối của các điểm đã đo so với liều cực đại, vẽ đồ thị phân bố liều theo chiều sâu được gọi là liều phần trăm chiều sâu, có dạng như hình 3.2c. 3.2. KẾT QUẢ THỰC NGHIỆM VÀ THẢO LUẬN Phần thực nghiệm của luận văn tiến hành đo liều hấp thụ của bức xạ photon phát ra từ máy gia tốc xạ trị Primus tại bệnh viện K Hà Nội với hai mức năng lượng là 6 MV và 15 MV, là hai loại chùm photon đang được sử dụng trong xạ trị tại đây 3.2.1. Xác định phân bố liều bức xạ photon theo khoảng cách tới bia Để khảo sát sự phân bố liều theo khoảng cách tới bia đã tiến hành đo liều hấp thụ tại các vị trí tương ứng trong điều kiện chế độ phát của máy gia tốc là không đổi. Trong Luận văn đã xác lập chế độ phát chùm bức xạ photon năng lượng 6MV và 15MV và liều hấp thụ tại điểm cách bia 100cm là 100cGy. Buồng ion hóa được đặt cố định trong phantom bằng bằng polystyrence. Kết quả cho trong bảng 3.1. và bảng 3.2 Bảng 3.1 Kết quả đo liều chiếu tại khoảng cách khác nhau tính từ tâm với chùm photon 6MV Khoảng cách tới bia (cm) Liều đo được (cGy) 80 156,41 90 132,43 100 100,02 110 82,63 120 69,45 Bảng số 3.2. Kết quả đo liều chiếu tại khoảng cách khác nhau tính từ tâm với chùm photon 15MV Khoảng cách tới trục chùm chiếu (cm) Liều hấp thụ (cGy) 80 157,02 90 132,21 100 99,92 110 82,79 120 69,21 Từ bảng 3.1 và bảng 3.2 tiến hành xây dựng đồ thị mô tả sự phụ thuộc của liều hấp thụ vào khoảng cách tới trục của chùm bức xạ. Hình 3.3 và hình 3.4 là dạng đồ thị mô tả sự phụ thuộc của liều hấp thụ trong không khí theo khoảng cách tới bia. Liều hấp thụ được đo trên trục chùm chiếu. Do liều hấp thụ tỷ lệ thuận với liều chiếu, nên đồ thị Hình 3.3 và Hình 3.4 cũng là đồ thị mô tả sự phụ thuộc của liều chiếu vào khoảng cách tương ứng với các photon năng lượng 6MV và 15 MV. 80 90 100 110 120 60 80 100 120 140 160 Data: Data1_B Model: lieu Weighting: y No weighting Chi^2/DoF = 19.85622 R^2 = 0.9884 a 1017857.65201±75111.71206 b -5.06146 ±577.86663 B Li eu h ap th u (c G y) khoang cach toi bia (cm) Hình 3.3. Đường cong biểu diễn sự phụ thuộc liều hấp thụ trong không khí theo khoảng cách của chùm photon năng lượng 6 MV 80 90 100 110 120 60 80 100 120 140 160 R^2 = 0.98961 a 1011057.92311 ±70629.52348 b -65.92978 ±542.02002 Li eu h ap th u (c G y) khoang cach toi bia (cm) Hình 3.4. Đường cong biểu diễn sự phụ thuộc liều hấp thụ trong không khí theo khoảng cách của chùm photon năng lượng15MV Từ các đồ thị nhận thấy sự suy giảm của liều chiếu tuân theo quy luật giảm theo bình phương khoảng cách tới bia - đối với chùm photon 6MV hệ số tương quan R=0,9884, đối với chùm photon 15MV hệ số tương quan là R=0,9896. 3.2.2 Phân bố liều hấp thụ ngoài không khí theo khoảng cách tới trục chùm chiếu Thực nghiệm xác định phân bố liều photon phát ra từ máy gia tốc chính là xác định phân bố liều hấp thụ trong không khí. Buồng ion hóa đặt cố định trên mặt bàn, như vậy liều đo hấp thụ đo được thực chất là liều hấp thụ ở ngoài không khí, ngay trên bề mặt da của bệnh nhân. Trong thực tế điều trị và trong các phép kiểm tra chất lượng cũng như khi chuẩn máy gia tốc, khoảng cách từ dầu ra tới điểm khảo sát được chọn là 100cm. Trong thực nghiệm chọn khoảng cách từ đầu ra tới mặt phẳng khảo sát 100 cm với kích thước trường chiếu lớn nhất, tức là không hạn chế trường chiếu. Với khoảng cách trên, tiến hành đo liều hấp thụ tại điểm nằm trên cùng mặt phẳng vuông góc với trục của chùm chiếu. Khoảng cách từ tâm của buồng ion hóa đến trục của chùm chiếu được xác định nhờ hệ thống laze chính xác đến 1mm. Quá trình chiếu và đo được giữ không đổi trong các phép đo, tức là tại mỗi điểm đo liều hấp thụ suất liếu chiếu và thời gian đo như nhau. Trong thực nghiệm chế độ chiếu được chọn để sao cho liều hấp thụ tại trục, tức ở điểm độ lệch tâm bằng không, đo được bằng 500mGy. Kết quả đo cho trong các bảng 3.3 và bảng 3.4. Bảng 3.3. Kết quả đo liều hấp thụ ngoài không khí với chùm photon 6MV Độ lệch trục (cm) Liều hấp thụ (mGy) -25 13,1 -24 34,3 -20 250,2 19 480,6 -18 521,6 -15 521,9 -12 522,1 -9 518,9 -6 516,0 -4 509,1 -2 504,0 0 500,0 2 504,2 4 509,9 6 516,0 9 519,2 12 522,2 15 521,8 18 521,5 19 481,9 20 224,6 24 32,4 25 13,2 Bảng 3.4. Kết quả đo liều hấp thụ ngoài không khí với chùm photon 15MV Độ lệch trục (cm) Liều hấp thụ (mGy) -25 14,1 -24 35,1 -20 251,2 19 482,6 -18 520,8 -15 520,4 -12 520,0 -9 519,2 -6 515,3 -4 508,2 -2 505,1 0 500,0 2 505,4 4 507,9 6 515,5 9 519,6 12 520,2 15 520,6 18 520,9 19 480,7 20 252,6 24 32,4 25 13,2 Từ các số liệu thu được tiến hành xây dựng đồ thị mô tả sự phụ thuộc của liều hấp thụ theo khoảng cách tới trục. Hình 3.5 mô tả sự phân bố của liều hấp thụ trong không khí theo khoảng cách tính tới trục của chùm bức xạ năng lượng 6 MV ứng với khoảng cách tới bia là 100cm. Tương tự, Hình 3.6 mô tả sự phân bố của liều hấp thụ trong không khí theo khoảng cách tính tới trục của chùm bức xạ năng lượng 15 MV ứng với khoảng cách tới bia là 100cm. Phân bố liều hấp thụ trong không khí với chùm photon 6MV 0 100 200 300 400 500 600 -30 -20 -10 0 10 20 30 Độ lệch trục (cm) Li ều h ấp th ụ ( m G y) Hình 3.5. Đường cong phân bố liều hấp thụ trong không khí với chùm photon 6MV Phân bố liều hấp thụ trong không khí với chùm photon 15MV 0 100 200 300 400 500 600 -30 -20 -10 0 10 20 30 Độ lệch trục (cm) Li ều h ấp th ụ ( m G y) Hình 3.6 Đường cong phân bố liều hấp thụ trong không khí của chùm photon 15MV Từ các đồ thị trên hình 3.5 và hình 3.6 nhận thấy phân bố liều hấp thụ trong không khí của chùm photon có dạng đối xứng qua trục. Liều hấp thụ tại trục nhỏ hơn so với miền xung quanh. Để đánh giá độ không bằng phẳng của phân bố liều hấp thụ, người ta sử dụng hệ số: %100. minmax minmax DD DDq   Trong đó Dmax , Dmin là liều hấp thụ cực đại và liều hấp thụ nằm trên trục. Từ các bảng 3.3 và 3.4 nhận thấy độ bằng phẳng của trong phân bố liều hấp thụ trong không khí cỡ 2,2% đối với chùm photon 6MV và từ 2,1% đối với chùm photon 15MV. Liều hấp thụ tương đối bằng phẳng trong khoảng cách 30cm tới trục của chùm chiếu và giảm nhanh khi ra biên. Tại vị trí cách trục 20cm liều hấp thụ giảm chỉ còn 50% liều hấp thụ tại điểm nằm trên trục, sau đó giảm nhanh tới phông khi ra xa biên. Đặc điểm này này cho phép khảng định chùm bức xạ hãm phát ra từ máy xạ trị Primus tại Bệnh viện K Hà Nội chỉ tập trung trong góc nhỏ ngay cả khi không hạn chế trường chiếu. Về mặt an toàn bức xạ hạt nhân, đây chính là một ưu việt nổi bật của xạ trị dùng máy gia tốc so với máy Co-ban và nhất là nguồn đồng vị phóng xạ các tia phóng xạ phát đẳng hướng. 3.2.3. Xác định phân bố liều hấp thụ trong phantom Thực nghiệm đã tiến hành xác định phân bố liều trong phantom cấu tạo tương đương mô có bề dày 20 cm, khoảng cách từ bia đến đầu đo là 100cm. Quá trình thực nghiệm xác định liều hấp thụ tại mỗi điểm được tiến hành tương tự như xác định liều ngoài không khí. Đối với chùm photon 6 MV buồng ion hóa đặt ở độ sâu 5 cm trong phantom. Kết quả thực nghiệm đối với chùm photon năng lượng 6MV kích thước trường chiếu là 40cmx40cm được cho trong bảng 3.5. Các phép đo chế độ chiếu và thời gian đo không thay đổi, liều hấp thụ tại điểm trên trục là 2,000 Gy. Bảng 3.5. Kết quả đo phân bố liều hấp thụ trong phantom với chùm photon 6 MV Độ lệch tâm(cm) Liều hấp thụ(Gy) Độ lệch tâm(cm) Liều hấp thụ(Gy) -20 1,022 1 2,006 -19 2,068 2 2,013 -18 2,102 3 2,046 -15 2,131 4 2,072 -10 2,121 5 2,086 -5 2,088 10 2,122 -4 2,074 15 2,136 -3 2,045 18 2,104 -2 2,015 19 1,967 -1 2,002 20 1,020 0 2,000 Đối với chùm photon 15 MV buồng ion hóa đặt ở độ sâu 7 cm trong phantom. Kết quả thực nghiệm, đối với chùm photon năng lượng 15MV kích thước trường chiếu là 40cm x 40cm, được cho trong bảng 3.6. Từ số liệu bảng 3.5 và bảng 3.6, tiến hành xây dựng đường cong phân bố liều hấp thụ theo khoảng cách tính từ tâm chùm trong phantom cũng chính là trong mô. Hình 3.7 là dạng phân bố liều hấp thụ trong phantom theo khoảng cách tới trục chùm chiếu ứng với chùm photon 6MV. Hình 3.8 là dạng phân bố liều hấp thụ trong phantom theo khoảng cách tới trục chùm chiếu ứng với photon năng lượng 15MV. Bảng 3.6 Kết quả đo phân bố liều hấp thụ trong phantom với chùm photon 15 MV Độ lệch tâm (cm) Liều hấp thụ (Gy) Độ lệch tâm (cm) Liều hấp thụ (Gy) -21 0,592 1 2,016 -20 1,006 2 2,025 -19 1,965 3 2,074 -18 2,123 4 2,113 -15 2,119 5 2,121 -10 2,127 10 2,123 -5 2,123 15 2,115 -4 2,113 18 2,127 -3 2,073 19 1,966 -2 2,027 20 1,110 -1 2,013 21 0,675 0 2,000 Phân bố liều hấp thụ trong phantom của chùm photon 6MV 0 0.5 1 1.5 2 2.5 -25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25 Độ lệch tâm (cm) Li ều h ấp th ụ (G y) Hình 3.7. Đường cong phân bố liều hấp thụ trong phantom của chùm photon 6 MeV Phân bố liều hấp thụ trong phantom của chùm photon 15MV 0 0.5 1 1.5 2 2.5 -25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25 Độ lệch tâm (cm) Lề u hấ p th ụ (G y) Hình 3.8. Đường cong phân bố liều hấp thụ trong phantom đối với chùm photon 15 MV Từ dạng của các đường cong trên Hình 3.7 và Hình 3.8 cho thấy liều lượng hấp thụ trong mô với chùm photon tia X khá đồng đều trên một mặt phẳng. Độ không bằng phẳng đối với chùm photon 6MV là 3,02% còn chùm photon 15MV là 2,8%. Liều hấp thụ giảm còn 50% tại khoảng cách cỡ 20cm tính đến trục của chùm chiếu. Điều này đáp ứng được yêu cầu đối với chùm tia phát ra từ máy gia tốc trong điều trị như đã được đề cập trong chương 2 của luận văn là phải có liều đồng đều trong mô chiếu và ảnh hưởng rất ít tới tế bào lành xung quanh. Điều này có được là do tác dụng của bộ lọc phẳng chùm tia như đã trình bày trong chương 2. 3.2.4. Xác định phân bố liều hấp thụ theo khoảng cách tới trục trong phantom nước ở độ sâu khác nhau Để đánh giá chính xác phân bố liều hấp thụ trong mô thường các phép đo liều được tiến hành trong phantom nước, như đã trình bày trong mục 3.1.3. Bộ điều khiển –CCU được kết nối với máy tính có cài đạt phần mềm OmniPro- Accepts cho phép di chuyển và xác định vị trí của buồng đo trong phantom nước chính xác tới mm. Phần mềm cho phép xác định liều tương đối tại các điểm đo so với liều tại một điểm nào đó được chọn trước. Trong quá trình đo chùm photon được phát liên tục với suất liều không đổi, thời gian đo tại mỗi điểm như nhau. Trong bảng số 3.7 đưa ra kết quả đo liều hấp thụ tương đối trong phantom nước tại các điểm cách trục với khoảng cách khác nhau, ứng với chiều sâu là 1,6cm và10cm, trường chiếu 10x10cm2, khoảng cách từ bia tới mặt phantom là 100cm đối với chùm photon 6MV. Liều hấp thụ tại các điểm được tính theo liều hấp thụ tại điểm trên trục của chùm chiếu. Ta chọn điểm chính giữa làm chuẩn có liều hấp thụ bằng 1. Từ số liệu thực nghiệm trong bảng 3.7 tiến hàng xây dựng phân bố liều hấp thụ trên mặt phẳng vuông góc với trục của chùm chiếu ứng với độ sâu 1,6cm và 10cm. Bảng 3.7. Kết quả thực nghiệm đo phân bố liều hấp thụ tương đối theo khoảng cách tới trục trong phantom nước ở độ sâu 1,6cm và 10 cm, đối với chùm photon 6 MV, trường chiếu 10cm x 10cm Độ lêch tâm(cm) Ở độ sâu 1,6cm Ở độ sâu 10cm 0 10,000 10,000 0,5 0,9989 10,000 1,0 0,9950 0,9946 1,5 0,9942 0,9905 2,0 0,9980 0,9900 2,5 10,034 0,9905 3,0 10,079 0,9870 3,5 10,110 0,9817 4,0 10,044 0,9650 4,2 0,9893 0,9476 4,4 0,9568 0,9126 4,6 0,8684 0,8338 4,8 0,7074 0,6804 5,0 0,4900 0,4890 5,2 0,2495 0,2741 5,4 0,1196 0,1619 5,6 0,0667 0,1115 5,8 0,0494 0,0894 6,0 0,0392 0,0760 6,2 0,0340 0,0666 6,4 0,0299 0,0602 6,6 0,0269 0,0548 6,8 0,0228 0,0494 7,0 0,0209 0,0450 7,2 0,0178 0,0396 7,4 0,0160 0,0346 - 0,5 0,9989 0,9985 - 1,0 0,9980 0,9978 Bảng 3.7. Kết quả thực nghiệm đo phân bố liều hấp thụ tương đối theo khoảng cách tới trục trong phantom nước ở độ sâu 1,6cm và 10 cm, đối với chùm photon 6 MV, trường chiếu 10cm x 10cm (tiếp theo) Độ lêch tâm(cm) Ở độ sâu 1,6cm Ở độ sâu 10cm - 1,5 0,9992 0,9950 - 2,0 10,023 0,9980 - 2,5 10,114 0,9995 - 3,0 10,174 0,9980 - 3,5 10,196 0,9905 - 4,0 10,121 0,9740 -4,2 10,009 0,9574 -4,4 0,9678 0,9233 -4,6 0,8807 0,8420 -4,8 0,7009 0,6802 -5,0 0,4710 0,4660 -5,2 0,2685 0,2821 -5,4 0,1378 0,1699 -5,6 0,07611 0,1173 -5,8 0,0526 0,0918 -6,0 0,0412 0,0790 -6,2 0,0360 0,0716 -6,4 0,0317 0,0644 -6,6 0,0279 0,0572 -6,8 0,0248 0,0516 -7,0 0,0218 0,0480 -7,2 0,0206 0,0424 -7,4 0,0178 0,0382 Hình 3.9 là đồ thị phân bố liều hấp thụ trên mặt phẳng vuông góc với trục của chùm bức xạ 6MV ở độ sâu 1,6cm. Trục tung của đồ thị là liều tương đối, còn trục hoành là khoảng cách từ điểm đo tới trục chùm chiếu. Hình 3.9. Đồ thị phân bố liều hấp thụ trong phantom nước ở độ sâu 1,6cm đối với chùm photon 6 MV, kích thước trường chiếu 10X10cm2. Tương tự, hình 3.10 là đồ thị phân bố liều trên mặt phẳng vuông góc với trục của chùm bức xạ 6MV ở độ sâu 10cm. Hình 3.10. Đồ thị phân bố liều hấp thụ trong phantom nước ở độ sâu 10cm đối với chùm photon 6 MV, kích thước trường chiếu 10X10cm2 Từ đồ thị trên hình 3.9 và hình 3.10 và số liệu trong bảng 3.7 cho thấy: - Với kích thước trường chiếu 10x10cm2 tại các điểm cách trục nhỏ hơn 4,2cm phân bố liều hấp thụ tương đối đồng đều. - Khi ra tới gần biên, tức là ở những điểm cách trục từ 4,2cm đến 5cm, liều hấp thụ giảm nhanh theo khoảng cách tới trục. Cụ thể với độ sâu 1,6cm tại điểm cách trục 4,2cm liều hấp thụ tương đối xấp xỉ bằng 1. Tại điểm cách trục 4,8cm liều hấp thụ tương đối chỉ còn có 0,707 và khi tăng thêm 2mm tức tại điểm cách trục chùm chiếu 5,0cm liều hấp thụ tương đối chỉ còn lại 0,490 tức giảm đi cỡ một nửa. - Khi ra ngoài biên, liều hấp thụ giảm rất nhanh theo khoảng cách. Cụ thể: + Tại điểm cách 5,4cm liều tương đối chỉ còn có 0,1196 tức là liều hấp thụ chỉ còn lại cỡ 12% so với liều tại điểm nằm trên trục. + Tại điểm cách trục 7,0cm, tức tại điểm này ngoài trường chiếu 2cm,ở độ sâu 1,6 cm liều hấp thụ chỉ còn 2,1% so với điểm nằm trên trục còn ở độ sau 10 cm liều hấp thụ chỉ còn lại 4,5% so với điểm nằm trên trục. Kết quả này khẳng định khi sử dụng chùm photon từ máy gia tốc xạ trị, các mô lành xung quanh bị ảnh hưởng rất nhỏ. Ngoài ra trong thực tế điều trị còn áp dụng chế độ phân liều tức chia liều cần chiếu thành nhiều lần chiếu, vì vậy mỗi lần chiếu các tế bào lành xung quanh nhận được một liều rất nhỏ dễ dàng hồi phục lại sau mỗi lần chiếu. - Điều này trong thực tế điều trị rất có ý nghĩa đặc biệt quan trọng: Tùy thuộc vào kích thước khối u để chọn trường chiếu thích hợp, sao cho trong phạm vi khối u nơi cần chiếu xạ liều hấp thụ đồng đều, còn khi ra ngoài biên liều hấp thụ giảm rất nhanh. Để giảm ảnh hưởng của tia xạ tới khối u ta chỉ cần tạo khuôn chì có bề dày 3cm là đủ an toàn cho các tế bào xung quanh. 3.2.5 . Xác định phân bố liều hấp thụ theo độ sâu ứng với kích thước trường chiếu khác nhau Thực nghiệm đã tiến hành xác định phân bố liều theo độ sâu trong phantom nước ứng với các trường chiếu 10cm x 10cm, 20cm x 20cm, 30cm x 30cm khác nhau. Khoảng cách từ bia đến mặt phantom là 100cm ứng với khoảng cách từ bia đến da của bệnh nhân. Tiến hành xây dựng đường cong phân bố liều hấp thụ trên trục của chùm tia với độ sâu thay đổi. Lần lượt thực hiện với chùm photon 6MV và 15MV. Bảng 3.8 và bảng 3.9 đưa ra kết quả thực nghiệm xác định liều hấp thụ tương đối theo chiều sâu trong phantom nước. Bảng 3.8. Kết quả đo liều hấp thụ tương đối theo độ sâu của chùm photon 6MV Độ sâu (cm) Liều hấp thụ tương đối của chùm photon 6MV theo độ sâu Trường 10x 10cm Trường 20x20 cm Trường 30x30cm 0 0.461 0.537 0.599 0.5 0.669 0.728 0.779 1 0.934 0.951 0.968 1.5 0.998 0.998 1 2 1 0.996 0.994 2.5 0.982 0.98 0.979 3 0.963 0.962 0.963 3.5 0.942 0.943 0.945 4 0.919 0.923 0.927 4.5 0.897 0.905 0.908 5 0.874 0.885 0.89 5.5 0.854 0.866 0.873 Độ sâu (cm) Liều hấp thụ tương đối của chùm photon 6MV theo độ sâu Trường 10x 10cm Trường 20x20 cm Trường 30x30cm 6 0.833 0.847 0.855 6.5 0.812 0.828 0.837 7 0.791 0.81 0.82 7.5 0.773 0.792 0.802 8 0.752 0.776 0.786 9 0.713 0.741 0.751 10 0.674 0.707 0.719 12 0.604 0.641 0.657 15 0.513 0.552 0.57 18 0.432 0.474 0.495 20 0.385 0.427 0.45 25 0.288 0.329 0.35 30 0.217 0.252 0.273 32 0.193 0.226 0.245 Bảng 3.9. Kết quả đo liều hấp thụ tương đối theo độ sâu của chùm photon 15MV Độ sâu (cm) Liều hấp thụ tương đối đối với chùm photon 15MV theo chiều sâu Trường 10x10 cm Trường 20x20cm Trường 30x30cm 0 0.298 0.403 0.487 0.5 0.478 0.576 0.656 1 0.752 0.818 0.868 1.5 0.888 0.928 0.958 2 0.96 0.981 0.994 2.5 0.991 0.998 1.001 3 1 1 0.998 3.5 0.998 0.99 0.988 4 0.987 0.978 0.975 4.5 0.97 0.96 0.958 5 0.953 0.944 0.94 5.5 0.934 0.928 0.925 6 0.917 0.911 0.909 6.5 0.897 0.895 0.893 7 0.88 0.877 0.876 7.5 0.864 0.863 0.862 8 0.848 0.847 0.849 9 0.824 0.816 0.818 10 0.779 0.7895 0.789 12 0.719 0.73 0.734 15 0.634 0.649 0.655 Độ sâu (cm) Liều hấp thụ tương đối đối với chùm photon 15MV theo chiều sâu Trường 10x10 cm Trường 20x20cm Trường 30x30cm 18 0.557 0.578 0.587 20 0.512 0.535 0.545 25 0.415 0.441 0.451 30 0.339 0.363 0.374 33 0.301 0.324 0.334 Từ bảng 3.8 và bảng 3.9 ta xây dựng đồ thị hình 3.11 và hình 3.12 mô tả dạng phân bố của liều hấp thụ tương đối theo chiều sâu trong phantom cũng chính là trong mô đối với chùm photon 6MV và 15MV tương ứng. 0 0.2 0.4 0.6 0.8 1 1.2 0 5 10 15 20 25 30 35Độ sâu (cm) Li ều h ấp th ụ t ươ ng đố i Trường 10x10cm Trường 20x20cm Trường 30x30cm Hình 3.11 Đường cong biểu diễn phân bố liều hấp thụ tương đối theo chiều sâu của chùm photon 6 MV Từ đồ thị hình 3.11 và hình 3.12 nhận thấy rằng trên bề mặt mô hay trên bề mặt phantom liều hấp thụ nhỏ, càng vào sâu liều hấp thụ sẽ tăng dần và đặt cực đại tại chiều sâu cỡ 2cm đối với chùm photon 6 MV và cỡ 3 cm đối với chùm photon 15 MV. Sau vị trị cực đại, càng vào sâu bên trong mô liều hấp thụ giảm dần theo chiều sâu. Dạng phân bố liều hấp thụ tương đối trong mô không phụ thuộc vào kích thước trường chiếu. Từ các đồ thị trên hình 3.11 và hình 3.12 nhận thấy vị trí cực đại của liều hấp thụ không phụ thuộc vào trường chiếu mà chỉ phụ thuộc vào năng lượng của chùm photon mà thôi. 0 0.2 0.4 0.6 0.8 1 1.2 0 5 10 15 20 25 30 35 Độ sâu (cm) Li ều h ấp th ụ t ươ ng đố i Trường 10x10cm Trương 20x20cm Trường 30x30cm Hình 3.12. Đường cong biểu diễn phân bố liều hấp thụ tương đối theo chiều sâu của chùm photon 15 MV Dạng của đồ thị có thể được giải thích như sau. Ban đầu với chiều sâu nhỏ khi đi trong mô cường độ chùm photon coi như không đổi, mặt khác khi năng lượng photon nhỏ xác suất tương tác của photon với vật chất nhỏ hay nói cách khác năng lượng chùm photon truyền cho mô nhỏ, dẫn tới liều hấp thụ nhỏ. Càng đi sâu vào trong, do tương tác với các tế bào trong mô, photon mất dần năng lượng của mình dẫn tới xác suất tương tác với mô tăng, năng lượng chùm photon truyền cho mô trên một đơn vị đường đi tăng dần, kết quả liều hấp thụ tăng theo chiều sâu. Sau cực đại, ở đó chiều sâu đủ lớn, khi đó hiệu ứng suy giảm cường độ chùm photon trở lên đáng kể, vì vậy khi chiều sâu tăng, liều hấp thụ giảm dần. Kết quả thực nghiệm trong chương 3 đã chỉ ra sự phân bố liều hấp thụ ngoài không khí hay thực chất trên bề mặt mô và phân bố liều hấp thụ trong mô có dạng như nhau. Đó là: trong phạm vi trường chiếu trên cùng mặt phẳng vuông góc với trục của chùm photon, liều phân bố tương đối đồng đều và giảm nhanh khi ra ngoài biên. Chính đặc điểm này làm cho phương pháp xạ trị bằng máy gia tốc có hiệu quả cao hơn so với dùng chùm gamma từ nguồn 60Co. Dạng phân bố liều hấp thụ trong mô phụ thuộc chỉ phụ thuộc vào năng lượng của chùm photon mà không phụ thuộc vào kích thước trường chiếu. KẾT LUẬN Bản Luận Văn đã đạt được mục tiêu đề ra, cụ thể: 1. Bản Luận Văn đã tìm hiểu cơ sở vật lý và cơ sở sinh học của phương pháp xạ trị. Cơ sở vật lý chủ yếu của phương pháp xạ trị là dựa trên tương tác của các loại bức xạ bêta và gamma đối với vật chất. Cơ sở sinh học của phương pháp xạ trị là dựa trên tác dụng sinh học của tia xạ, trong đó quan trọng nhất là tác dụng làm chết tế bào. Từ đường cong mô tả xác suất tiêu diệt tế bào phụ thuộc vào liều chiếu, đã chỉ ra rằng với liều chiếu thích hợp chủ yếu tiêu diệt các tế bào ung thư, trong khi đó các tế bào lành ít bị ảnh hưởng. Phần thực nghiệm đã tiến hành đánh giá phân bố liều hấp thụ của chùm photon năng lượng 6MV và 15 MV trên máy gia tốc xạ trị Primus tại Bệnh viện K- Hà Nội. 2. Tiến hành đánh giá sự suy giảm liều hấp thụ ngoài không khí và do đó là liều chiếu của chùm photon 6MV và 15MV gây ra tại các điểm nằm trên trục của chùm chiếu. Kết quả chỉ ra rằng liều chiếu do chùm bức xạ photon gây ra tại mỗi điểm khảo sát giảm theo quy luật bình phương khoảng cách tới bia. 3. Đánh giá phân bố liều hấp thụ của chùm tia photon năng lượng 6 MV và 15 MV gây ra tại các điểm nằm trên mặt phẳng vuông góc với trục của chùm chiếu. Với trường chiếu có kích thước cực đại, kết quả cho thấy đối với các điểm cách trục nhỏ hơn 20 cm, phân bố liều của chùm chiếu khá đồng đều trên mặt phẳng vuông góc với trục của chùm tia. Kết quả Luận văn cho phép khẳng định chùm bức xạ hãm phát ra từ máy xạ trị Primus chỉ tập trung trong góc nhỏ ngay cả khi không hạn chế trường chiếu. 4. Đã đánh giá phân bố liều hấp thụ trên mặt phẳng vuông góc với trục chùm chiếu đối với chùm photon 6 MV và ứng với trường chiếu 10cm x10cm. Kết quả chỉ ra rằng trong phạm vi bên trong trường chiếu, liều hấp thụ tương đối bằng phẳng, khi ra ngoài biên, liều hấp thụ giảm rất nhanh theo khoảng cách tới trục của chùm bức xạ. Liều hấp thụ khi ra khỏi ngoài biên 2cm liều chỉ còn cỡ 2%. Tính chất này trong thực tế điều trị rất có ý nghĩa: Tùy thuộc vào kích thước khối u tiến hành chọn trường chiếu thích hợp sao cho trong phạm vi khối u, nơi cần chiếu xạ liều hấp thụ đồng đều, còn khi ra ngoài biên ứng với ví trí tế bào lành xung quanh, liều hấp thụ giảm rất nhanh. Để giảm ảnh hưởng của tia xạ tới tế bào lành xung quanh, ta chỉ cần tạo khuôn chì có bề dày không quá 5cm, trên thực tế bề dày khuôn chì chỉ cần 3cm là đủ an toàn cho các tế bào xung quanh. 6. Đã tiến xây dựng phân bố liều hấp thụ tương đối theo chiều sâu phantom hay còn gọi là liều sâu phần trăm trong phantom nước đối với chùm photon 6 MV và 15 MV, với các trường chiếu khác nhau tương ứng với chiều sâu 1,6cm và 10cm. Kết quả chỉ ra rằng: Dạng phân bố liều hấp thụ trong mô chỉ phụ thuộc vào năng lượng của chùm photon mà không phụ thuộc vào kích thước trường chiếu. Các kết quả thực nghiệm thu được trong Luận văn cho phép ta khẳng định tính ưu việt của việc sử dụng chùm photon phát ra từ máy gia tốc Primus để điều trị khối u sâu. TÀI LIỆU THAM KHẢO 1 . Nguyễn Thái Hà, Nguyễn Đức Thuận (2006), Y học hạt nhân và kỹ thuật xạ trị , Nhà Xuất Bản Bách Khoa - Hà Nội. 2. Ngô Quang Huy (2004), An toàn bức xạ ion hoá, Nhà Xuất Bản Khoa Học và Kỹ Thuật 3. Ngô Quang Huy (2004), Cơ sở vật lý hạt nhân, Nhà Xuất Bản Khoa Học và Kỹ Thuật 4. Nguyễn Xuân Kử (6/2000), Nguyên lý máy gia tốc xạ trị ung thư, Hội thảo về máy gia tốc tổ chức 26-27/6/2000 tại Viện Ung thư Trung ương 5. Nguyễn Xuân Kử (6/2000), Cơ sở vật lý và các thiết bị chủ yếu trong xạ trị, Hội thảo về máy gia tốc tổ chức 26-27/6/2000 tại Viện Ung thư Trung ương 6. Bùi Văn Loát ( 2009), Địa vật lý hạt nhân, Nhà Xuất Bản Khoa Học và Kỹ Thuật 7. Nguyễn Thị Kim Ngân, Lê Hùng ( 2004), Sinh học phóng xạ, Nhà Xuất Bản Đại Học Quốc Gia Hà Nội 8. Phùng Phướng, Nguyễn Văn Cầu, Nguyễn Trần Thúc Huân (2000), Đại cương về ung thư, giáo trình của Trường Đại học Y Dược Huế