XÁC ĐỊNH SỰ PHÂN BỐ DƯỢC CHẤT PHÓNG XẠ TRONG PHANTOM NEMA BẰNG MÁY SPECT GAMMA CAMERA

ĐẠI HỌC QUỐC GIA THÀNH PHỒ HỒ CHÍ MINH
TRƯỜNG ĐẠI HỌC KHOA HỌC TỰ NHIÊN
TRẦN VĂN PHÚC
XÁC ĐỊNH SỰ PHÂN BỐ DƯỢC CHẤT PHÓNG XẠ TRONG
PHANTOM NEMA
BẰNG MÁY SPECT/GAMMA CAMERA
LUẬN VĂN THẠC SĨ VẬT LÝ
Tp. Hồ Chí Minh, Năm 2014
CHƯƠNG 1
CƠ SỞ LÝ THUYẾT CỦA VIỆC ĐO VÀ TÍNH LIỀU TRONG
Y HỌC HẠT NHÂN
Chương này trình bày về: những tác dụng sinh học của bức xạ ion hoá lên tế bào,
khảo sát các cơ sở của phép đo liều và phương pháp tính liều MIRD.
1.1. Tác dụng sinh học của bức xạ ion hóa
1.1.1. Cấu tạo tế bào sinh vật
Cơ thể con người và các sinh vật khác cấu tạo từ các cơ quan như tim, phổi, não
v.v… Các cơ quan cấu tạo từ các mô như mô mỡ, mô da, mô xương v.v
1
Các mô cấu tạo từ các tế bào. Tế bào là đơn vị sống cơ bản. Tương tác giữa bức xạ
và cơ thể sống sẽ gây nên những thay đổi trong tế bào, làm chết tế bào hay làm cho
chúng hoạt động bất bình thường, chẳng hạn phát triển nhanh chóng một cách hỗn loạn
và tạo nên ung thư [9], [19].
Về cấu tạo, tế bào gồm một nhân tế bào ở giữa, một chất lỏng bao quanh gọi là bào
tương. Bọc quanh bào tương là một màng gọi là màng tế bào. Mỗi bộ phận thực hiện
những chức năng riêng lẻ.
Màng tế bào
Nhân tế bào
Bào tương
Hình 1.1: Mô tả cấu tạo của tế bào
Màng tế bào làm nhiệm vụ trao đổi chất với môi trường ngoài. Bào tương là nơi
xảy ra các phản ứng hóa học, bẻ gãy các phân tử phức tạp thành các phân tử đơn giản

và lấy năng lượng nhiệt tỏa ra (dị hóa: catabolism), tổng hợp các phân tử cần thiết cho
tế bào (anabolism). Còn nhân là nơi điều khiển quá trình tổng hợp đó. Trong nhân có
ADN (deoxyribonucleic acid) là một đại phân tử hữu cơ chứa các thông tin quan trọng
để thực hiện sự tổng hợp các chất. Ngoài ra AND cũng chứa những thông tin cần thiết
để điều khiển việc phân chia tế bào.
1.1.2. Tương tác của bức xạ khi đi qua môi trường vật chất
Các quá trình xảy ra sau khi bức xạ đi vào cơ thể sống là một chuỗi liên tục, bắt đầu
từ những tương tác vật lý xảy ra trong một khoảng thời gian cực kỳ ngắn (trong khoảng
2
10
-16
s → 10
-13
s), đến những quá trình sinh học có thể kéo dài hàng chục năm. Các quá
trình này có mối quan hệ qua lại, theo một qui luật vừa mang tính chặt chẽ, vừa mang
tính thống kê, mà cho đến nay chúng ta vẫn chưa được nhận thức đầy đủ.
Khi đi qua môi trường vật chất, bức xạ có thể tương tác với nguyên tử (như một
toàn bộ), với một electron của nguyên tử, hoặc với hạt nhân của nguyên tử . Thông qua
đó bức xạ truyền năng lượng cho môi trường. Trong các ứng dụng y tế, năng lượng bức
xạ truyền cho môi trường chủ yếu gây nên sự ion hóa và sự kích thích. Sự ion hóa và
kích thích sẽ dẫn đến những tổn thương của tế bào. Các tổn thương này càng nhiều và
càng nghiêm trọng nếu lượng năng lượng mà bức xạ bỏ ra trong tế bào càng lớn. Do
đó, tác dụng sinh học của bức xạ được đo bằng lượng năng lượng bức xạ bỏ ra trong
một đơn vị khối lượng môi trường. Đại lượng này được gọi là liều hấp thụ.
Tác dụng sinh học chính của bức xạ là sự phá huỷ phân tử ADN của tế bào. Vì vậy,
các phân tử ADN có thể bị ion hóa trực tiếp khi bức xạ đi ngang qua nó (tác dụng trực
tiếp). Ngoài ra phân tử ADN cũng có thể chịu tác dụng gián tiếp, khi bức xạ làm ion
hóa các phân tử nước trong vùng lân cận nó.
3
Hình 1.2: Tác dụng trực tiếp và tác dụng gián tiếp của bức xạ ion hoá

Để tạo ra một cặp ion, trung bình bức xạ phải bỏ ra khoảng 30 eV. Giá trị này được
gọi là năng lượng ion hóa trung bình, ký hiệu ε. Trong các nguyên tử, phân tử riêng lẻ,
năng lượng liên kết trung bình của các electron hóa trị là 15 eV. Như vậy năng lượng
ion hóa trung bình có giá trị lớn gấp hai lần năng lượng cần thiết để ion hóa nguyên tử.
Phần năng lượng còn lại (khoảng 15 eV) không dùng để gây ion hóa, có thể dùng để
kích thích nguyên tử hay làm bẻ gãy liên kết phân tử.
Trong khi đó những bức xạ ion hóa thường gặp trong y tế là photon (tia X hay tia
gamma) và electron, có năng lượng từ hàng chục keV (trong X quang chẩn đoán) đến
hàng chục MeV (trong xạ trị). Với năng lượng này, chúng có thể gây rất nhiều cặp ion
hóa trên đường đi của mình. Điều này sẽ giải thích vì sao một lượng nhỏ năng lượng
được hấp thụ bởi bức xạ ion hoá lại có thể gây nên tác hại rất lớn so với những tác
nhân khác.
4
1.2. Cơ sở của phép đo liều
Trong các ứng dụng trong y tế, người ta thường quan tâm đến tác dụng sinh học của
bức xạ. Những nghiên cứu sinh học bức xạ cho thấy tác dụng sinh học này phụ thuộc
vào nhiều yếu tố, nhưng yếu tố quan trọng nhất là lượng năng lượng mà bức xạ bỏ ra
trong một đơn vị vật chất. Đại lượng này được gọi là liều hấp thụ. Liều hấp thụ có giá
trị tùy thuộc loại bức xạ, năng lượng của nó, thời gian chiếu cũng như các tính chất của
vật được chiếu.
Việc xác định sự phân bố hoạt độ của dược chất phóng xạ tập trung tại các cơ quan
là yếu tố rất quan trọng giúp chúng ta tiến hành tính liều hấp thụ tại các cơ quan đó một
cách chính xác và đảm bảo tránh những tổn thương không mong muốn lên những cơ
quan lành trong giới hạn cho phép.
Trong phần này chúng ta sẽ định nghĩa những đại lượng có liên quan phục vụ cho
việc đo và tính liều.
1.2.1. Thông lượng hạt (fluence)
Xét một điểm M trong không gian tại đó có bức xạ truyền qua. Ta lấy một hình cầu
có tiết diện ΔS có tâm tại M. Gọi ΔN là số hạt đi vào hình cầu đó trong một khoảng
thời gian Δt nào đó.

Theo định nghĩa, tỉ số ϕ = ΔN/ΔS được gọi là thông lượng hạt (particle fluence) tại
điểm M trong khoảng thời gian Δt. Đơn vị thường dùng của thông lượng hạt là
(hạt/cm
2
).
Tỉ số: Φ = ϕ/Δt = ΔN/(ΔS.Δt) (1.1)
Được gọi là suất thông lượng hạt (particle fluence rate) tại M. Đơn vị của Φ trong
hệ SI là (hạt.m
-2
.s
-1
).
Trong thực tế, các chùm bức xạ thường không đơn năng. Khi đó người ta có thể mô
tả chùm tia một cách chi tiết hơn bằng phổ thông lượng hạt (particle fluence spectrum).
5
Gọi dϕ(E) là thông lượng các hạt có năng lượng nằm trong khoảng (E, E + dE) tại điểm
M, thì phổ thông lượng hạt là tỉ số:
ϕ
E
(E) = dϕ(E)/dE. (1.2)
Đơn vị của ϕ
E
(E) trong hệ SI là (hạt/J.m
2
).
1.2.2. Thông lượng năng lượng
Gọi ΔE là lượng năng lượng do bức xạ chuyển qua một mặt cầu tâm tại M và tiết
diện ΔS trong một khoảng thời gian Δt nào đó. Theo định nghĩa, tỉ số:
ψ = ΔE/ΔS (1.3)
Được gọi thông lượng năng lượng (energy fluence) tại điểm M trong khoảng thời

gian Δt. Đơn vị của thông lượng năng lượng trong hệ SI là (J/m
2
).
Tỉ số: Ψ = ψ/Δt = ΔE/(ΔS.Δt) (J/m
2
s) (1.4)
Được gọi là suất thông lượng năng lượng (energy fluence rate) tại M.
Đối với chùm bức xạ đa năng. Người ta có thể mô tả chùm tia bằng phổ thông
lượng năng lượng (energy fluence spectrum). Gọi dψ(E) là thông lượng năng lượng do
các hạt có năng lượng nằm trong khoảng (E, E + dE) tại điểm M thì phổ thông lượng
năng lượng là tỉ số:
Ψ
E
(E) = dψ(E)/dE. (1.5)
Đơn vị thường dùng của ψ
E
(E) là (1/cm
2
).
Đối với chùm hạt đơn năng, mỗi hạt có năng lượng E, ta có:
Ψ = Φ.E. (1.6)
Tương tự, đối với chùm đa năng, phổ thông lượng năng lượng cũng tỉ lệ với phổ
thông lượng hạt.
ψ
E
(E) = ϕ
E
(E).E (1.7)
6
1.2.3. Liều chiếu và suất liều chiếu

Liều chiếu và suất liều chiếu là các đại lượng đặc trưng cho độ mạnh phóng xạ của một
chùm photon (tia X hay tia gamma). Độ mạnh này thể hiện qua khả năng ion hóa
không khí của chùm photon đó tại một điểm trong không gian [17].
 Liều chiếu (exposure)
Liều chiếu X được định nghĩa là tỉ số:
X = ΔQ/Δm (1.8)
Trong đó ΔQ là tổng điện tích của các ion cùng dấu được tạo ra (trực tiếp hay gián
tiếp) trong một thể tích không khí có khối lượng Δm bởi tia X hay tia gamma khi tất cả
các electron được giải phóng hoàn toàn bị hấp thụ trong khối lượng không khí đó.
Do những khó khăn về thực nghiệm khi đo liều chiếu, nên định nghĩa này chỉ dùng
được cho photon có năng lượng dưới 3 MeV.
Đơn vị chuẩn của liều chiếu trong hệ SI là Culông/kilogam (C/kg).
Ngoài ra người ta cũng thường dùng đơn vị Rơnghen (R), giữa hai đơn vị này có
các quan hệ sau:
1(R) = 2,58.10
-4
(C/kg) không khí, 1(C/kg) = 3876 (R).
Điện tích của mỗi cặp ion là e = 1,6.10
-19
(C), như vậy một liều chiếu có giá trị bằng
1(C/kg) sẽ tạo ra trong không khí 6,25.10
18
(cặp ion/kg).
Tương ứng, 1(R) là liều chiếu của tia X hay tia γ có thể tạo ra 1,61.10
12
(cặp ion
trong một gam không khí) hay 2,08.10
19
(cặp ion trong 1 cm
3

không khí) ở điều kiện
tiêu chuẩn (760 mmHg, 0
0
C).
 Suất liều chiếu (exposure rate)
Suất liều chiếu là liều chiếu tính trong một đơn vị thời gian. Đơn vị của suất liều
chiếu là Culông/kg.giây (C/kg.s) hay Rơnghen/giây (R/s).
7
1.2.4. Liều hấp thụ và suất liều hấp thụ
Liều hấp thụ và suất liều hấp thu là các đại lượng đặc trưng cho lượng năng lượng mà
bức xạ bỏ ra trong vật chất. Khái niệm này được định nghĩa chung cho mọi môi trường
và cho mọi loại bức xạ, có khả năng ion hóa trực tiếp (hạt mang điện) hay gián tiếp
(photon, neutron) [14], [22], [26].
 Liều hấp thụ
Liều hấp thụ là lượng năng lượng được hấp thụ trong một đơn vị khối lượng vật
chất:
D = ΔE/Δm = ΔE/(ρ.ΔV). (1.9)
Trong đó ΔE là lượng năng lượng được hấp thụ trong thể tích ΔV của vật chất và
Δm là khối lượng của thể tích ΔV đó. Định nghĩa trên có thể áp dụng cho mọi loại vật
chất hấp thụ và mọi loại tia bức xạ, có năng lượng tùy ý.
Đơn vị của liều lượng hấp thụ trong hệ SI là Gray:
1 Gray (Gy) = 1 J/kg.
Trong thực tế, người ta còn sử dụng đơn vị rad (radiation absorbed dose):
1(rad) = 10
-2
(Gy) = 1(cGy)
Giá trị liều hấp thụ phụ thuộc vào tính chất bức xạ và môi trường hấp thụ. Sự hấp
thụ năng lượng của môi trường đối với tia bức xạ là do tương tác của bức xạ với
electron của nguyên tử vật chất hấp thụ. Do đó năng lượng hấp thụ trong một đơn vị
khối lượng hay thể tích vật chất phụ thuộc vào năng lượng liên kết của electron với hạt

nhân và vào mật độ electron trong khối vật chất.
 Suất liều hấp thụ
Suất liều hấp thụ là liều lượng hấp thụ trong một đơn vị thời gian. Đơn vị của nó là
Gray/giây (Gy/s) hay (rad/s).
8
 Quan hệ giữa liều hấp thụ và thông lượng hạt của các hạt mang điện
Đối với một chùm hạt mang điện đơn năng E, khi biết thông lượng hạt ϕ tại một
điểm, ta có thể tính được liều hấp thụ D tại điểm đó, theo biểu thức:
Liều hấp thụ = (thông lượng hạt) x (năng suất hãm khối do va chạm)
D = ϕ . (S
col
/ρ) (1.10)
Với:
S
col
= -dE/dx: năng suất hãm tuyến tính do va chạm, đơn vị thường dùng là
(keV/µm). Còn ρ là khối lượng riêng của môi trường.
Đơn vị của D là Gy = J/kg, của ϕ là (1/m
2
) và của (S
col
/ρ) là (J.m
2
/kg).
Vậy đối với hạt mang điện (electron, positron), liều hấp thụ tỉ lệ năng suất hãm khối
do va chạm.
Trong hầu hết các trường hợp thực tế, chùm hạt mang điện là đa năng. Đối với một
chùm đa năng, được đặc trưng bởi phổ thông lượng hạt ϕ
E
(E) tại một điểm trong môi

trường, liều hấp thụ D tại điểm đó được tính theo biểu thức:
max
E
col col
E
0
S S
D (E). (E).dE .
 
= φ = φ
 ÷
ρ ρ
 
∫
(1.11)
max
E
E
0
(E).dEφ = φ
∫
Trong đó ϕ là thông lượng hạt của bức xạ
(1.12)
Còn năng suất hãm khối do va chạm trung bình, được lấy trung bình cho toàn bộ
phổ năng lượng của chùm bức xạ đang xét
9
max
E
col col
E

0
S 1 S
. (E) (E)dE
 
= φ
 ÷
ρ φ ρ
 
∫
(1.13)
1.2.5. Kerma – Khái niệm cho bức xạ ion hoá gián tiếp
Đối với các bức xạ ion hóa gián tiếp (photon, neutron), quá trình truyền năng lượng
cho vật chất xảy ra theo hai bước (trình bày trong mục 1.2.5.1). Tương ứng với điều
này, ngoài liều hấp thụ, người ta còn dùng khái niệm kerma. Sau đây chúng ta sẽ xét
trường hợp của photon [9].
1.2.5.1. Cơ chế truyền năng lượng trong tương tác của photon với vật chất
Khi một chùm photon truyền qua vật chất, sự tương tác giữa chúng sẽ xảy ra theo
hai bước sau:
• Bước thứ nhất xảy ra khi photon (hạt ion hóa gián tiếp) giải phóng một trong các hạt
mang điện như electron, positron (các hạt ion hóa trực tiếp) có động năng khá lớn do
các hiệu ứng quang điện, hiệu ứng Compton hay hiệu ứng tạo cặp; (1).
• Bước thứ hai xảy ra khi những hạt mang điện thứ cấp này mất dần năng lượng trong
môi trường do va chạm (ion hóa hay kích thích) hay do phát bức xạ (bức xạ hãm, hủy
cặp); (2).
1.2.5.2. Kerma (Kinetic Energy Released in unit Mass, K)
Quá trình truyền năng lượng trong bước (1) được mô tả bởi một đại lượng có tên là
kerma. Gọi dE
k
là năng lượng trung bình bức xạ truyền cho các hạt mang điện thứ cấp
(electron, positron) trong một khối lượng môi trường dm.

K = dE
k
/dm (1.14)
Kerma cũng có cùng đơn vị là gray như liều hấp thụ D. Tuy nhiên, liều hấp thụ D
được xác định bởi quá trình truyền năng lượng trong bước (2), khi các hạt mang điện
thứ cấp bỏ động năng của nó trong môi trường.
10
1.2.6. Liều tương đương và suất liều tương đương
Về phương diện sinh học, người ta thấy rằng các loại bức xạ khác nhau, dù được
hấp thụ cùng một liều như nhau trong mô, cũng có các tác dụng khác nhau.
Trong an toàn bức xạ, ngoài liều hấp thụ, người ta còn dùng một đại lượng khác gọi
là liều tương đương. Đó là tích số giữa liều hấp thụ trung bình trong mô (hay cơ quan)
và một hệ số đặc trưng cho loại bức xạ trong việc gây nên tác dụng sinh học.
 Liều tương đương
Theo định nghĩa, liều tương đương H (equivalent dose) gây bởi một loại bức xạ lên
cơ thể sống là tích số giữa liều hấp thụ D trong mô và một hệ số đặc trưng cho loại bức
xạ đó, hệ số này không có đơn vị và được gọi là trọng số phóng xạ (weighting radiation
factor), ký hiệu là W
R
.
H = W
R
x D (1.15)
Đơn vị của liều tương đương trong hệ SI là Sievert (Sv).
H(Sv)= W
R
x D(Gy) (1.16)
Ngoài ra còn có đơn vị là rem.
H(rem)= W
R

x D(rad) (1.17)
⇒1(Sv) = 100 (rem).
Bảng 1.1: Trọng số phóng xạ (W
R
) của một số bức xạ [17]
Loại bức xạ W
R
- Gamma và tia X, β
+
và β
-
- Neutron chậm hay nhiệt <10 keV
- Neutron nhanh và proton tới 10MeV
- Hạt α và các hạt nhân nặng
1
≈ 5
10
10-20
11
 Suất liều tương đương
Suất liều tương đương là liều tương đương được hấp thụ trong một đơn vị thời gian.
Đơn vị của suất liều tương đương là Sievert/giây (Sv/s) hay (rem/s).
1.2.7. Liều hiệu dụng
Liều tương đương được dùng khi một cơ quan hay một mô riêng rẽ bị chiếu xạ. Khi
chịu cùng một liều tương đương, các cơ quan và mô khác nhau trong cơ thể có thể bị
những mức độ tổn thương khác nhau. Tức là chúng có độ nhạy bức xạ khác nhau. Độ
nhạy này được đặc trưng bởi một hệ số gọi là hệ số trọng số mô (tissue weighting
factor). Trong trường hợp toàn thân bị chiếu, người ta dùng liều hiệu dụng.
∑
=

T
TT
H.WE
(1.18)
Trong đó H
T
là liều tương đương nhận được ở mô T và W
T
là hệ số trọng số mô đặc
trưng cho cơ quan (mô) đó.
Liều hiệu dụng cũng như liều tương đương có cùng thứ nguyên như liều hấp thụ
(năng lượng/khối lượng), nhưng người ta dùng đơn vị Sievert để tránh nhầm lẫn.
Bảng 1.2: Trọng số mô của một số cơ quan trong cơ thể [10]
Cơ quan hoặc mô W
T
Cơ quan sinh dục (gonads)
Tủy xương (bone marrow)
Ruột kết (colon)
Phổi (lung)
Dạ dày (stomach)
Bàng quang (bladder)
Vú (breast)
Gan (liver)
Thực quản (oesophagus)
Tuyến giáp (thyorid)
Da (skin)
Mặt xương (bone surface)
Các cơ quan khác
0,20
0,12

0,12
0,12
0,12
0,05
0,05
0,05
0,05
0,05
0,01
0,01
0,05
1.3. Phương pháp tính liều MIRD
12
1.3.1. Mục đích của việc tính liều
Các đồng vị phóng xạ được đưa vào cơ thể người qua đường tiêm hay uống, đến
tập trung tại các cơ quan và phát bức xạ. Tác dụng sinh học của bức xạ tại các mô
trong cơ thể được quyết định bởi liều hấp thụ của bức xạ tại các mô đó.
Mục đích của việc tính liều là xác định liều hấp thụ tại các vị trí trong cơ thể (gọi là
cơ quan bia, target) khi biết sự phân bố các đồng vị phóng xạ tại vị trí khác (gọi là cơ
quan nguồn, source).
Việc tính toán này không đơn giản do sự phân bố của đồng vị phóng xạ phát ra các
loại bức xạ khác nhau, cấu trúc không đồng nhất của cơ thể, sự thoát của bức xạ ra
ngoài cơ thể v.v
Chính vì vậy mà Ủy ban Liều Bức xạ Y tế chiếu trong ( Medical Internal Radiation
Dose Committee) đề xuất để tính toán liều hấp thụ cho mô hay cơ quan “bia” (k) bị
chiếu xạ do cơ quan “nguồn” (h) chứa đồng vị phóng xạ. Phương pháp tính này dựa
trên phần năng lượng hấp thụ trong cơ quan bia (k) của toàn bộ năng lượng bức xạ do
cơ quan nguồn (h) phát ra. Cơ quan nguồn và cơ quan bia có thể cùng một cơ quan hay
hai cơ quan khác nhau [9], [23].
1.3.2. Sơ đồ tính liều MIRD

Phương pháp tính liều của MIRD (Medical Internal Radiation Dosimetry) thuộc
Hiệp hội Y học Hạt nhân Mỹ (Society of Nuclear Medicine) đưa ra vào năm 1968
nhằm mục đích tính liều chiếu trong trong YHHN và được thừa nhận rộng rãi trên thế
giới. Phương pháp MIRD đã được sử dụng bởi Uỷ ban Quốc tế về Bảo vệ Bức xạ ICRP
(International Commission on Radiological Protection) [23].
Một cơ quan bia (k) trong cơ thể có thể nhận liều chiếu từ một hay nhiều cơ quan
nguồn (h) khác.
Để đơn giản, có thể mô hình hóa các cơ quan bia và nguồn như hình 1.3.
13
Hình 1.3: Mô hình biểu thị một cơ quan bia (k) nhận liều chiếu từ một
cơ quan nguồn (h)
1.3.3. Phương pháp tính liều MIRD
Phương pháp tính của MIRD dựa trên giả thiết rằng sự phân bố nhân phóng xạ
trong nguồn là đồng nhất. Có thể chấp nhận giả thiết này nếu lấy kích thước cơ quan
nguồn đủ nhỏ.
h
h
k
h
14
Hình 1.4: Mô phỏng một cơ quan bia (k) nhận liều chiếu từ các cơ quan lân cận trong
cơ thể (nguồn, h).
15
Trường hợp nguồn (h) không trùng bia (k), hay nguồn trùng bia, nhưng kích thước
bia không lớn hơn nhiều so với quãng chạy của bức xạ. Theo định nghĩa liều hấp thụ ta
có:
Δm
ΔE
D
ht

=
(1.19)
Và suất liều hấp thụ:
( )
dt
ΔEd
Δm
1
dt
)d(D
D
ht
==
•
(1.20)
( )
dΔE
dt
là tốc độ hấp thu năng lượng bức xạ. Tốc độ hấp thu năng lượng bức xạ
bằng tích của tốc độ phát năng lượng (X
e
) từ nguồn với hệ số hấp thụ năng lượng bức
xạ (φ) của cơ quan.
X
e
= A
h
(Bq)
×
1(phân rã/s/Bq)

×
i
E
(MeV/hạt)
×
n
i
(hạt/phân rã)
×
1,6
×
10
-13
(J/MeV)
X
e
= 1,6
×
10
-13

×
A
h
×
i
E
×
n
i

(1.21)
Trong đó : X
e
là tốc độ phát năng lượng ra từ nguồn (J/s)
A
h
là hoạt độ của nguồn (Bq)
i
E
là năng lượng trung bình của hạt thứ i (MeV)
n
i
là số hạt có năng lượng
i
E
trong một phân rã
( )
( )
13
e i h i i i
i i
dΔE
X × = 1,6 10 ×A E ×n × J/s
dt
−
= ϕ × ϕ
∑ ∑

(1.22)
φ

i
là hệ số hấp thụ năng lượng
i
E
của cơ quan bia.
Ta có thể viết lại công thức tính suất liều hấp thụ do tất cả các hạt mang năng lượng
khác nhau gây ra như sau:
∑








×
ϕ××
××
=
−
•
i
ii
i
h
13
skg
J
nE

Δm
A101,6
D
(1.23)
Ta đặt:
13
i i i
J
Δ 1,6 10×E ×n
Bq×s
−
 
= ×
 ÷
 
(1.24)
Vì 1 Gy = 1J/kg, do đó
J Gy×kg
1 = 1
Bq×s Bq×s
   
 ÷  ÷
   
13
i i i
Gy×kg
Δ 1,6 10×E ×n
Bq×s
−
 

= ×
 ÷
 
(1.25)
Nhận thấy Δ
i
mang hai ý nghĩa.
1. Về mặt năng lượng, Δ
i
là năng lượng phát ra do các hạt có năng lượng
i
E
.
2. Còn về mặt liều hấp thụ thì Δ
i
là suất liều trong một khối lượng mô đồng nhất dày vô
hạn có chứa hoạt độ 1(Bq/kg) phân bố đều do các hạt mang năng lượng
i
E

gây ra.
( )
s/Gy
m
A
D
i
ii
h
∑

ϕ×∆
∆
=
•
(1.26)
Vì A
h
là hàm của thời gian nên
•
D

cũng là hàm của thời gian. Vì vậy liều hấp thụ
bằng tích phân của suất liều theo thời gian:
∫
∑
∫
∞∞
•
∆
∆ϕ
==
0
h
i
ii
0
dtA
m
dtDD
(1.27)

Hay
∑
∆ϕ
∆
=
i
ii
m
A
~
D
(1.28)
Với
∫
∞
=
0
h
dtAA
~
(1.29)
Được gọi là hoạt độ tích luỹ (cumulated activity) trong cơ quan nguồn (h).
Hoạt độ tích luỹ chính là tổng số phân rã xảy ra trong cơ quan nguồn (h) kể từ khi
bắt đầu quá trình đưa dược chất phóng xạ vào cơ thể.
Đơn vị của hoạt độ tích lũy thường là (μCi.h)
Đặt:
m
i
i
∆

ϕ
=Φ
(1.30)
Ta được
∑
Φ∆=
i
ii
A
~
D
(1.31)
Φ
i
(kg
-1
) được gọi là hệ số hấp thụ bức xạ riêng của cơ quan đối với bức xạ gamma
có năng lượng i.
Vì mỗi cơ quan trong cơ thể đều có thể là cơ quan nguồn (h) hay cơ quan bia (k)
của một cơ quan khác. Sự khác nhau của các cơ quan bia và cơ quan nguồn ảnh hưởng
đến hệ số hấp thụ riêng đối với bức xạ.
Công thức tính liều (1.31) được viết lại cho phù hợp như sau:
∑
←←
Φ∆=
i
)hk(ii)hk(
A
~
D

(1.32)
Hay:
)hk()hk(
S.A
~
D
←←
=
(1.33)
Với
( ) ( )
∑
←←
Φ∆=
hkiihk
S
là liều hấp thụ của cơ quan bia khi có một đơn vị hoạt độ
trong cơ quan nguồn, các giá trị của S được tính toán cho từng loại đồng vị phóng xạ
dựa vào phantom MIRD và lập thành bảng (MIRD pamphlet No. 11) để tra cứu [26].
Trường hợp có nhiều cơ quan nguồn (h), thì suất liều hấp thụ trong cơ quan bia (k)
sẽ bằng tổng các suất liều hấp thụ từ mỗi cơ quan nguồn.
( ) ( )
hkAkD
n i
iih
←Φ∆=
∑ ∑
•
(1.34)
Với A

h
là hoạt độ của từng cơ quan nguồn.
Khối lượng của cơ quan bia
∆
m
k
, hoạt độ của cơ quan nguồn A
h
có thể được đo hay
ước lượng dựa trên các phép chẩn đoán hình ảnh trong y học hạt nhân. Các cơ quan
nguồn và bia trong mô hình MIRD có thể là một cơ quan hoàn chỉnh hay chỉ là một
phần của cơ quan. Khi kích thước của cơ quan xem xét càng bé thì độ chính xác trong
tính toán phân bố liều càng cao.
Hiện nay người ta đang hướng đến việc tính liều trong những thể tích nhỏ (dưới vài
cm), đó là kỹ thuật tính liều mức voxel. Kỹ thuật này được giới thiệu trong MIRD
Pamphlet No. 17 [24]. Các chương trình tính liều dựa trên các công thức của MIRD,
như MIRD DOSE 3D, OLINDA/EXM, v.v [9].
Thông qua nội dung về những tác dụng của bức xạ ion hoá lên tế bào sinh vật cũng
như định nghĩa một số đại lượng mô tả chùm tia bức xạ giúp ta có cái nhìn tổng quan
về ảnh hưởng của chùm tia bức xạ khi đi vào cơ thể sống. Phương pháp tính liều
MIRD đã đem lại những hiệu quả nhất định trong việc xác định sự phân bố DCPX tập
trung ở các cơ quan và cách tính định lượng liều hấp thụ tại các vị trí khác nhau trong
cơ thể.
Ngoài ra để xác định sự phân bố DCPX, chúng ta cần phải nhờ đến những công cụ,
thiết bị ghi đo bức xạ. Trong chương tiếp theo chúng ta sẽ đề cập đến những vấn đề
này.
CHƯƠNG 2
THIẾT BỊ GHI ĐO TRONG Y HỌC HẠT NHÂN
Trong chương này chúng ta sẽ đi tìm hiểu về cấu tạo, nguyên lý hoạt động và ứng
dụng của từng thiết bị được sử dụng trong lĩnh vực y học hạt nhân.

2.1. Lịch sử ghi hình của máy SPECT trên thế giới và tình hình ở nước ta.
Ghi hình là một cách thể hiện kết quả ghi đo phóng xạ. Các xung điện thu nhận từ
bức xạ được các bộ phận điện tử, quang học, cơ học biến thành tín hiệu đặc biệt. Từ
các tín hiệu đó ta thu được bản đồ phân bố mật độ bức xạ tức là sự phân bố DCPX theo
không gian của mô, cơ quan khảo sát hay toàn bộ cơ thể [4], [11], [15].
Việc thể hiện bằng hình ảnh (ghi hình) bức xạ phát ra từ các mô, phủ, tạng và các
tổn thương trong cơ thể bệnh nhân ngày càng tốt hơn nhờ vào sự tiến bộ cơ học, điện
tử, tin học. Ghi hình phóng xạ là áp dụng kỹ thuật đánh dấu, do đó cần phải có các
DCPX thích hợp để đánh dấu mô tạng trước khi ghi hình.
2.1.1. Trên thế giới
Vào năm 1951, lần đầu tiên B.Cassen đã chế tạo ra máy ghi hình cơ học
(Rectilinear Scintigraphe). Đây là loại máy ghi hình từ trên xuống, từ trái sang phải và
ngược lại. Ghi hình tuyến giáp là ca ghi hình đầu tiên được ứng dụng bởi loại máy này.
Loại này có khả năng phân giải tốt đối với việc ghi hình những cơ quan nhỏ nhưng lại
kém đối với những cơ quan có kích thước lớn. Về sau, Nowel đã thiết kế một loại máy
có đầu dò với tinh thể nhấp nháy làm bằng tinh thể NaI(Tl), độ phân giải của hệ máy
này tại tiêu điểm là tốt nhất, ngược lại nhược điểm là thời gian ghi hình kéo dài [15].
Năm 1957, H.O. Anger đã sáng chế ra máy camera nhấp nháy Anger [15]. Trong
ghi hình, các tia phóng xạ xuyên qua tất cả cấu trúc ở phía trước Camera để tạo thành
hình ảnh. Hình ảnh này phản ánh toàn bộ hoạt độ phóng xạ của mô tạng quan sát mà
không cho phép xác định từng lát cắt. Đó cũng chính là điểm yếu của loại camera này.
Nhờ tiến bộ của nhiều nghành khoa học kỹ thuật khác nhau, càng về sau càng có nhiều
cải tiến và cho ra đời nhiều loại camera khác nhau như: camera có trường nhìn lớn,
camera di động, camera digital có hệ vi xử lí (microprocessor computer system) [15].
Đến năm 1963, Kuhl và Edward đã chế tạo hệ máy chụp cắt lớp phát xạ SPECT
(Single Photon Emission Computed Tomography) đầu tiên được gọi là Mark I. Trong
khoảng thời gian từ năm 1963 đến đầu năm 1976 Kuhl và các cộng sự của mình đã cải
tiến và phát triển hệ thống máy Mark I thành Mark II, Mark III, Mark IV.
Hình 2.1: Hệ máy chụp cắt lớp phóng xạ-Mark I
Cùng thời gian vào năm 1976, Ronald Jack Jaszczak cùng John Keyes Jr và cộng

sự đã phát triển cho ra hệ máy SPECT sử dụng camera Anger gắn vào gantry, có thể di
động lên xuống, quét từ đầu đến chân, quay nghiên quanh cơ thể bệnh nhân trong suốt
quá trình ghi hình phóng xạ (hình 2.2). Kết quả này của nhóm đã báo cáo tại hội nghị
Hiệp hội Y học Hạt nhân (tổ chức vào năm 1976) [15].
Từ sau những năm thập kỷ 70 của thế kỷ trước cho đến nay, kỹ thuật ghi hình
phóng xạ bằng máy SPECT trên thế giới không ngừng cải tiến và phát triển. Các hệ
thống máy SPECT hai đầu dò, ba đầu dò lần lượt ra đời, ưu điểm của những loại máy
này là cho kết quả ghi hình nhanh, đặc biệt khi cần khảo sát các quá trình động học xảy
ra nhanh trong cơ thể. Ngoài ra các máy SPECT này vừa có thể tạo ra các lát cắt (slide)
hình ảnh như CT, MRI, nó còn cho hình ảnh quét (Scan) toàn thân, đặc điểm này là đặc
biệt có giá trị trong phát hiện khối u và di căn ung thư.
Hình 2.2: Hệ thống máy SPECT sử dụng Camera Anger gắn với gantry có thể quay
nghiêng quanh cơ thể bệnh nhân; hình trái (một đầu dò), hình phải (hai đầu dò).
Hiện nay với tốc độ bệnh ung thư ngày càng gia tăng, kỹ thuật ghi hình phóng xạ
bằng máy SPECT không ngừng được cải tiến và phát triển để đáp ứng nhu cầu phục vụ
điều trị cho bệnh nhân. Tuỳ vào tình hình kinh tế, xã hội của các nước trên thế giới mà
mức độ đầu tư cho lĩnh vực YHHN khác nhau, dẫn đến việc đầu tư cho phát triển kỹ
thuật ghi hình phóng xạ bằng máy SPECT cũng khác nhau.
2.1.2. Tại Việt Nam
Chuyên nghành YHHN bắt đầu hình thành ở nước ta từ những năm đầu của thập kỷ
70 của thế kỷ trước với hai cơ sở đầu tiên tại Trường Đại học Y Hà Nội kết hợp với
Bệnh viện Bạch Mai và Học viện Quân y kết hợp với Bệnh viện Quân y 103. Qua thời
gian đến nay chúng ta đã phát triển cán bộ chuyên khoa và cơ sở tại hơn 30 bệnh viện
trên cả nước. Trong đó có khoảng 22 máy xạ hình Planar Gamma Camera và cắt lớp
đơn photon SPECT. Theo số liệu thống kê của Bệnh viện Bạch Mai, Bệnh viện Quân y
108, Bệnh viện Chợ Rẫy cho thấy số lượng bệnh nhân xạ hình SPECT khoảng 8000
ca/năm ở mỗi bệnh viện, ở các bệnh viện khác số lượng xạ hình trung bình từ 2000 đến
3000 ca/năm chủ yếu là cho các bệnh về tuyến giáp, xương, não, thận, tim…[11].
2.2. Các khối của thiết bị ghi đo
Khuếch

đại
Xử lý
trung tâm

Tiền
khuếch
đại
Nguồn phóng xạ
Đầu
dò
Cao thế
Ống chuẩn trực
Cấu hình chung của một thiết bị y học hạt nhân (YHHN) gồm các khối:
Hình 2.3: Sơ đồ khối thiết bị ghi đo
 Nguồn phóng xạ
Đây là đối tượng cần đo, có thể là nguồn xạ, một vật phẩm đánh dấu phóng xạ,
hoặc trong chẩn đoán hình ảnh thì dược chất phóng xạ được đưa vào người bệnh, cơ
thể người bệnh là nguồn phát xạ.
 Đầu dò
Đầu dò là bộ cảm biến, biến sự xuất hiện của bức xạ trong thể tích đầu dò thành tín
hiệu điện, tùy theo loại bức xạ, yêu cầu ghi đo mà sử dụng loại đầu dò, cấu hình đo
(che chắn, chuẩn trực) thích hợp. Nếu để đo các bức xạ beta yếu phải sử dụng đầu đếm
nhấp nháy lỏng. Để đo tia beta có năng lượng lớn hơn hoặc tia gamma có thể dùng ống
đếm Geiger- Muller làm đầu đếm. Đầu đếm này thường thấy ở các thiết bị cảnh báo
Bàn
điều
khiển
Hiển
thị