Phương pháp đo dữ liệu chùm photon và chuẩn liều photon năng lượng cao cho máy gia tốc y tế thẳng tuyến tính.PDF

ĐẠI HỌC QUỐC GIA HÀ NỘI
TRƯỜNG ĐẠI HỌC KHOA HỌC TỰ NHIÊN









Nguyễn Ngọc Huynh



PHƯƠNG PHÁP ĐO DỮ LIỆU CHÙM PHOTON VÀ
CHUẨN LIỀU PHOTON NĂNG LƯỢNG CAO CHO MÁY GIA TỐC Y
TẾ THẲNG TUYẾN TÍNH




LUẬN VĂN THẠC SĨ KHOA HỌC

Hà Nội – Năm 2014
Luận văn Thạc sỹ khoa học




ĐẠI HỌC QUỐC GIA HÀ NỘI
TRƯỜNG ĐẠI HỌC KHOA HỌC TỰ NHIÊN








Nguyễn Ngọc Huynh


PHƯƠNG PHÁP ĐO DỮ LIỆU CHÙM PHOTON VÀ

CHUẨN LIỀU PHOTON NĂNG LƯỢNG CAO CHO MÁY GIA TỐC
Y TẾ THẲNG TUYẾN TÍNH


Chuyên ngành: Vật lý nguyên tử
Mã số: 60440106

LUẬN VĂN THẠC SĨ KHOA HỌC




Thầy hướng dẫn: TS. Trần Ngọc Toàn











Hà Nội – Năm 2014
Luận văn Thạc sỹ khoa học



MỤC LỤC

Danh mục kí hiệu và các chữ viết tắt ……………
Danh mục các bảng
Danh mục các hình vẽ, đồ thị
MỞ ĐẦU 1
CHƯƠNG 1 - TỔNG QUAN VỀ ĐO DỮ LIỆU CHÙM PHOTON VÀ CHUẨN
LIỀU CHO MÁY GIA TỐC Y TẾ TUYẾN TÍNH 3
CHƯƠNG 2 - MÁY GIA TỐC Y TẾ TUYẾN TÍNH 6
2.1. Sơ lược về cấu tạo của máy gia tốc y tế tuyến tính 6
2.2. Nguyên lý hoạt động 10
CHƯƠNG 3 - CƠ
SỞ LÝ THUYẾT PHƯƠNG PHÁP ĐO DỮ LIỆU CHÙM
PHOTON VÀ CHUẨN LIỀU PHOTON NĂNG LƯỢNG CAO 12
3. 1. Các khái niệm vật lý mô tả chùm tia do máy gia tốc phát ra 12
3.1.1. Khái niệm trường chiếu 12
3.1.2 Độ phẳng của trường chiếu (Flatness) 13
3.1.3. Sự đối xứng của trường chiếu (Symmetry) 14
3.1.4. Vùng mờ chùm bức xạ (Penumbra) 15
3.2. Cơ sơ lý thuyết phương pháp đo dữ liệu chùm photon 16
3.2.1. Phân bố liều hấp thụ khi chùm photon đi vào trong phantom nước 16
3.2.2. Phương pháp chuẩ
n SSD dùng để đo PDD 18
3.2.3. Phương pháp chuẩn SAD xác định các đại lượng TAR, TPR, TMR 21
3.2.4. Hệ số tán xạ phantom 27
3.2.5. Mối liên hệ giữa PDD và TAR, TMR 27
3.2.6. Hiệu chỉnh liều từ điều kiện chuẩn đến điều kiện điều trị 28
3.3. Đo dữ liệu chùm photon 31
3.3.1. Các thiết bị đo liều 31
3.3.2. Thiết lập phép đo 33
3.3.3. Đo dữ liệu chùm photon với kích thước các trường mở 34
3.3.4. Đ

o dữ liệu chùm photon với kích thước các trường nêm 36
Luận văn Thạc sỹ khoa học



3.3.5. Đo các hệ số truyền qua của khay đỡ và các khối che chắn 37
3.3.6. Đo hệ số truyền qua của nêm cơ học 39
3.3.7. Chuẩn bảng hệ số liều tương đối 40
3.4. Chuẩn liều hấp thụ trong nước theo quy trình TRS398 41
3.4.1. Điều kiện chuẩn, các đại lượng ảnh hưởng đến liều hấp thụ trong nước 41
3.4.2. Định vị buồng ion hóa 42
3.4.3. Chuẩn buồng ion hóa 42
3.4.4. Phương pháp luận cho việc xác định liều hấp thụ trong nước 43
CHƯƠNG 4 - KẾT QUẢ THỰC NGHIỆM 50
4.1. Kết quả đo dữ liệu chùm photon với kích thước các trường mở 50
4.2. Kết quả đo dữ liệu chùm photon với kích thước các trường nêm 53
4.3.Đo các hệ số truyền qua của khay đỡ và các khối che chắn 57
4.4. Kết quả chuẩn bảng hệ số liều tương đối 58
4.5. So sánh kết đo v
ới dữ liệu trong BJR 1996 58
4.6. Kết quả thực nghiệm chuẩn liều cho máy gia tốc thẳng xạ trị 60
KẾT LUẬN 65
TÀI LIỆU THAM KHẢO 67
PHỤ LỤC 68

Luận văn Thạc sỹ khoa học



DANH MỤC KÍ HIỆU VÀ CÁC CHỮ VIẾT TẮT
TT SSD Khoảng cách từ nguồn đến bề mặt (Source to Surface
Distance)
1 SAD Khoảng cách từ nguồn đến tâm của trục (Source to Axis
Distance)
2 SCD Khoảng cách từ nguồn đến buồng ion hoá (Source to
Chamber Distance)
3 SPD Khoảng cách từ nguồn đến phantom (Source to Phantom
Distance)
4 PDD Liều sâu phần trăm ( Percentage Depth Dose )
5 RDF Hệ số liều tương đối (Relative Dose Factor)
6 TMR Tỉ số mô cực đại (Tissue Maximum Ratio)
TMR(S,Q,d) = D
d
/ D
max

7 TPR Tỉ số mô phantom (Tissue Phantom Ratio)
TPR(S,Q,d) = D
d
/ D

ref

8 TAR Tỉ số mô không khí (Tissue Air Ratio)
TAR
(s,d, Q)
= D
d
/D
air

9 SAR Tỉ số tán xạ không khí (Scatter-Air Ratio)
10 OAR Tỉ số liều ngoài trục (Off-Axis Ratio)
11 r
cyl
Bán kính vùng nhạy của buồng ion hoá hình trụ
12 d
ref
Độ sâu tham khảo (g/cm
2
) đối với phép đo trong phantom.
13 d
max
Độ sâu liều cực đại
14 MU Đơn vị kiểm soát liều chiếu (monitor unit)
15 Isocenter Điểm giao nhau của trục cần máy, bộ chuẩn trực, bàn điều trị
và trục của chùm tia
16 BJR 1996 Bộ dữ liệu tham khảo về liều sâu phần trăm dùng trong xạ trị

Luận văn Thạc sỹ khoa học



DANH MỤC CÁC BẢNG
Bảng 3.1: Bảng chuẩn hệ số liều tương đối 41

Bảng 3.2: Điều kiện chuẩn cho việc xác định TPR
20,10
46
Bảng 3.3: Các hệ số hàm bậc hai đối với tính toán hệ số tái hợp ion k
s
. 49
Bảng 4.1: Kết quả đo hệ số truyền qua của các khối che chắn 57
Bảng 4.2: Kết quả đo hệ số truyền qua khay đỡ 57
Bảng 4.3: Bảng hệ số liều tương đối của tất cả các trường mở được chuẩn theo
phương pháp SSD tại d
ref
là 5cm, kích thước trường tham khảo 10cm x 10cm, tại
SSD=100 và năng lượng 6MV 58

Bảng 4.4: Bảng so sánh kết quả đo hệ số liều tương đối với dữ liệu trong BJR
1996 59


Luận văn Thạc sỹ khoa học



DANH MỤC CÁC HÌNH VẼ VÀ ĐỒ THỊ
Hình 2.1: Sơ đồ cấu tạo máy gia tốc tuyến tính 6

Hình 2.2: Sơ đồ khối chính của một máy gia tốc thẳng thông thường 7
Hình 2.3: Đầu máy gia tốc khi phát chùm tia 10
Hình 3.1: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm photon 12
Hình 3.2: Chuyển đổi dữ liệu trường xạ vuông - chữ nhật -tròn 13
Hình 3.3: Độ phẳng của chùm photon 14
Hình 3.4: Mô tả các vùng của đường phân bố liều theo khoảng cách đến trục
trung tâm để tính hệ số đối xứng chùm photon 15

Hình 3.5: Mô tả kích thước vùng mờ điều trị của chùm photon 16
Hình 3.6: Phân bố liều hấp thụ của chùm photon trên trục trung tâm trong
phantom nước 17


Hình 3.7: Bố trí phép đo liều sâu phần trăm (PDD) 19
Hình 3.8: Sự thay đổi liều sâu phần trăm (PDD) theo SSD 20
Hình 3.9: Mô tả điểm đồng tâm trong phép đo SAD 22
Hình 3.10: Bố trí phép đo TAR 23
Hình 3.11: Bố trí phép đo PSF 24
Hình 3.12: Bố trí phép đo TPR(s,Q,d). 25
Hình 3.13: Bố trí phép đo TMR(s,Q,d) 26
Hình 3.14: Hiệu chỉnh liều đối với sự khác biệt giữa kích thước trường chuẩn và
kích thước trường điều trị 29

Hình 3.15: Hiệu chỉnh suất liều đầu ra đối với độ sâu của điều kiện điều trị 30
Hình 3.16: Hiệu chỉnh với khối che chắn và nêm lọc 30
Hình 3.17: Hiệu chỉnh khoảng cách điều trị so với điều kiện chuẩn 31
Hình 3.18: Cấu tạo của buồng ion hóa hình trụ Farmer 32
Hình 3.19: Phantom nước hình lập phương 32
Hình 3.20: Thiết lập phép đo phân bố liều của đường chéo trường xạ 36
Hình 3.21: Thiết lập phép đo phân bố liều theo hướng của nêm 37
Hình 3.22: Bố trí phép đo hệ số truyền qua của nêm 39
Luận văn Thạc sỹ khoa học



Hình 3.23: Thiết lập phép đo để xác định hệ số phẩm chất chùm tia Q (TPR
20,10
). 46
Hình 4.1: Phân bố liều theo chiều sâu trong phantom nước với năng lượng chùm
photon 6MV 50

Hình 4.2: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm tia ứng

với các đô sâu khác nhau 51

Hình 4.3: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm tia theo
phương đường chéo trường xạ lớn nhất 40cm x 40cm 51

Hình 4.4: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm tia với
trường 10cm x 10cm tại độ sâu d
max
52
Hình 4.5: Phân bố liều theo chiều sâu trong phantom nước với nêm 15
0
53
Hình 4.6: Phân bố liều theo chiều sâu trong phantom nước với nêm 30
0
53
Hình 4.7: Phân bố liều theo chiều sâu trong phantom nước với nêm 45
0
54
Hình 4.8: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm tia theo
hướng của nêm 15
0
55
Hình 4.9: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm tia theo
hướng của nêm 30
0
55
Hình 4.10: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm tia theo
hướng của nêm 45
0
56

Hình 4.11: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm tia theo
hướng của nêm 60
0
56
Hình 4.12: Đồ thị so sánh kết quả đo liều sâu phần trăm và bộ dữ liệu BJR 1996
với trường tham khảo 10cm x10cm 58

Hình 4.13: So sánh kết quả đo hệ số liều tương đối với dữ liệu trong BJR 1996 60






Luận văn Thạc sỹ khoa học





LỜI CẢM ƠN

Trước tiên, em xin gửi lời cảm ơn sâu sắc đến Tiến sĩ Trần Ngọc Toàn đã tận
tình hướng dẫn, giúp đỡ em trong suốt quá trình thực hiện khóa luận tốt nghiệp.
Em xin bày tỏ lời cảm ơn sâu sắc đến những thầy, cô giáo trường Đại học
Khoa học tự nhiên, đặc biệt là các thầy cô tại Bộ môn Vật lý hạt nhân, Khoa Vật lý
đ
ã giảng dạy em trong những năm đại học và thạc sỹ. Trong thời gian học tập tại
trường Đại học Khoa học tự nhiên, em đã nhận được rất nhiều sự quan tâm, giúp đỡ
của các thầy cô, những kiến thức mà em nhận được trong thời gian học tập và

nghiên cứu tại trường sẽ là hành trang giúp em vững bước hơn trong công viêc và
cuộc sống.
Em xin gửi lời cảm ơn đế
n các anh, chị và các bạn đồng nghiêp tại Viện
Khoa học và kỹ thuật hạt nhân, Cục An toàn bức xạ và hạt nhân đã giúp đỡ, chia sẻ
với em những kiến thức, trao đổi chuyên môn, học thuật trong quá trình em nghiên
cứu, thực hiện khóa luận tốt nghiệp.
Cuối cùng, em xin gửi lời cảm ơn sâu sắc đến gia đình, bạn bè và người thân
những người luôn kịp thời động viên và giúp đỡ em trong công việc và cuộc số
ng.
Em xin trân trọng cảm ơn!
Học viên
Nguyễn Ngọc Huynh

1

MỞ ĐẦU
Năm 1895, ngay sau khi Roentgen khám phá ra tia X, trong quá trình khởi
đầu của kỹ thuật xạ trị, công nghệ phát tia xạ ban đầu chú trọng vào việc tạo ra
cường độ và năng lượng chùm electron và photon cao hơn. Trong suốt 50 năm đầu
phát triển kỹ thuật xạ trị, công nghệ xạ trị phát triển khá chậm chạp và chủ yếu dựa
trên ống phóng tia X. Phát minh về thiết bị xạ trị từ xa dùng nguồn Cobalt- 60 của
H.E. Johns vào
đầu những năm năm mươi của Thế kỷ XX đã tạo nên bước phát
triển lớn trong việc tìm kiếm những nguồn photon năng lượng lớn hơn và thiết bị xạ
trị dùng nguồn Cobalt- 60 đã được đặt lên vị trí hàng đầu trong một số năm. Trong
thời gian đó, máy gia tốc tuyến tính cũng được nghiên cứu phát triển và nhanh
chóng chiếm ưu thế so với thiết bị xạ trị dùng nguồn Cobalt- 60. Cho đến nay máy
gia tốc tuyến tính dùng trong xạ trị chiếu ngoài đã trở thành nguồn bức xạ được sử
dụng rộng rãi nhất trong kỹ thuật xạ trị hiện đại hiện nay – đây là phương pháp rất

hữu hiệu trong điều trị ung thư. Với thiết kế nhỏ gọn và hiệu quả, máy gia tốc tuyến
tính rất linh hoạt trong sử dụng, cung cấp các nguồn tia X megavolt hoặc electron
cho điều trị với một dải năng lượng rộng đáp ứng được yêu cầu hiện nay. Với sự
phát triển mạnh mẽ của công nghệ thông tin, các máy gia tốc dùng trong xạ trị đều
được kết nối với hệ điều khiển tự động. Quá trình chiếu được điều khiển tự động từ
hệ máy tính trung tâm cho phép điều ch
ỉnh năng lượng của chùm electron, kiểm
soát được liều và suất liều phát ra.
Bản Luận văn: “Đo dữ liệu chùm photon và chuẩn liều liều photon năng
lượng cao cho máy gia tốc y tế tuyến tính” có nhiệm vụ: - Nghiên cứu, thực hành
phương pháp đo dữ liệu chùm photon phục vụ mục đích commissioning cho máy
gia tốc y tế tuyến tính; - Tìm hiểu quy trình chuẩn liều cho máy gia tốc y tế tuyến
tính TRS398 theo hướng dẫn của c
ơ quan Năng lượng nguyên tử quốc tế (IAEA); –
Đo dữ liệu chùm photon đối với các trường mở, trường có nêm lọc và chuẩn bảng
hệ số đầu ra cho máy gia tốc. Ngoài phần mở đầu, kết luận và phụ lục, bản Luận
văn được chia thành bốn chương: Chương I trình bày về “Tổng quan về đo dữ liệu
chùm photon và chuẩn liều cho máy gia tốc y tế tuyến tính”. Chương này mô tả
Luận văn Thạc sỹ khoa học

2

ngắn gọn tình hình nghiên cứu trong nước và quốc tế và mục đích nghiên cứu.
Chương II trình bày về cấu tạo và nguyên lý hoạt động của máy gia tốc y tế tuyến
tính, chương này trình bày ngắn gọn về cấu tạo và nguyên lý hoạt đồng của máy gia
tốc y tế tuyến tính dùng trong xạ trị. Chương III trình bày cơ sở phương pháp đo dữ
liệu chùm photon và chuẩn liều photon năng lượng cao, trong Chươ
ng này trình bày
phương pháp đo dữ liệu chùm photon và các tham số liên quan khác, tìm hiểu quy
trình chuẩn liều photon năng lượng cao TRS398 theo hướng dẫn của Cơ quan Năng

lương nguyên tử quốc tế (IAEA). Chương IV trình bày kết quả thực nghiệm đo dữ
liệu chùm photon 6MV tại Bệnh viện Ung bướu Tp HCM và so sánh một số kết quả
đo được với bộ dữ liệu liều tham khảo trong BJR 1996.



















Luận văn Thạc sỹ khoa học

3

CHƯƠNG 1 - TỔNG QUAN VỀ ĐO DỮ LIỆU CHÙM PHOTON VÀ
CHUẨN LIỀU CHO MÁY GIA TỐC Y TẾ TUYẾN TÍNH
Tại Việt Nam việc xạ trị bằng máy gia tốc đã được áp dụng từ năm 2001 khi
Bệnh viện K- Hà Nội được trang bị hệ thống máy gia tốc tuyến tính Primus của

hãng Siemens. Đến nay, trên cả nước đã có thêm nhiều cơ sở khác cũng đã sử dụng
máy gia tốc tuyến tính xạ trị
như: Bệnh viện Bạch Mai, Bệnh viện Ung bướu Hà
Nội, Bệnh Viện Quân Y 103, Bệnh viện Chợ Rẫy, Bệnh Viện Quân Y 175, Bệnh
viện Đa khoa Đà Nẵng, Bệnh Viện Đa Khoa Quy nhơn…
Đến năm 2020, nước ta đang và sẽ xây dựng 05 trung tâm xạ trị-Y học hạt
nhân trọng điểm trên cả nước bao gồm: Trung tâm xạ trị trung ương tại Bệnh viện
K; Trung tâm Y học h
ạt nhân và xạ trị tại Bệnh viện Trung ương quân đội 108;
Bệnh viện Ung bướu Thành phố Hồ Chí Minh; Bệnh viện Ung bướu Đà Nẵng và
Bệnh viện Đa khoa Kiên Giang, Mục tiêu đến năm 2020, 80% tỉnh, thành phố trực
thuộc Trung ương có cơ sở y học hạt nhân và cơ sở ung bướu có thiết bị xạ trị. Toàn
quốc đạt tỷ lệ ít nhất 01 thiết bị xạ trị và 01 thiết bị xạ hình trên 1 triệu dân [1].
Theo quy ước, người ta lấy thế gia tốc chùm electron tạo ra chùm photon để
chỉ mức năng lượng của chùm photon tương ứng. Ví dụ, đối với máy gia tốc xạ trị ở
Bệnh viện Ung bướu Tp HCM chế độ phát chùm photon có 2 mức ứng với thế gia
tốc các chùm điện tử là 6 MV và 18MV, tương ứng ta thu được hai mức năng lương
của chùm photon là 6MV và 18MV.
Các thông s
ố về máy gia tốc là các dữ liệu cần thiết cho việc lập kế hoạch
điều trị trên bệnh nhân. Những dữ liệu này là dữ liệu đầu vào bắt buộc của chương
trình lập kế hoạch điều trị. Từ các dữ liệu đó, hình ảnh giải phẫu của khối u trên
bệnh nhân, máy tính sẽ tính toán các phân bố liều vào khối u. Do đó, cần phải đo
đạ
c dữ liệu trường liều của chùm electron và photon tương ứng với tất cả các mức
năng lượng đối với các trường mở và trường nêm. Dữ liệu phân bố liều theo độ sâu
tại trục trung tâm và phân bố liều photon nằm ngoài trục trung tâm tại các độ sâu
khác nhau đối với các trường mở và trường có nêm cần phải được đo đạc. Đối với
các trường nêm các hệ số truyền qua các khối che chắn, khay, nêm lọc… cũng cần
Luận văn Thạc sỹ khoa học

4

phải đo đạc và tính toán. Vấn đề commissioning cho các máy gia tốc y tế là rất phức
tạp và mất nhiều thời gian, các kỹ sư vật lý phải đối mặt với rất nhiều thách thức
như cần độ chính xác cao, phải lựa chọn nhiều phương pháp và cần một khoảng thời
gian dài. Các thông số dữ liệu chùm tia sẽ làm cơ sở dữ liệu đầu vào cho hệ thống
lập kế ho
ạch điều trị. Vì vậy, công việc đo đạc các thông số dữ liệu chùm photon và
điện tử trên máy gia tốc xạ trị là một yêu cầu quan trọng đối với các cơ sở xạ trị và
bắt buộc phải được thực hiện trước khi đưa máy gia tốc vào hoạt động. Việc đo đạc
dữ liệu chùm tia là tuyệt đối quan trọng, cần độ chuẩn xác cao nhất để
tránh sai số
khi điều trị bệnh nhân. Ngoài ra, việc đo đạc các thông số chùm tia để có thể xác
nhận đặc tính chùm tia có đúng với đặc trưng kỹ thuật của nhà sản xuất máy gia tốc
đã công bố hay không.
Trên thế giới, công việc đo đạc dữ liệu chùm tia cho máy gia tốc đã được
thực hiện từ rất lâu. Với sự phát triển rất nhanh của các cơ sở xạ trị và các v
ấn đề
vật lý xạ trị liên quan, năm 1953 Viện phóng xạ Anh Quốc (British Institute of
Radiology) đã công bố tài liệu về bộ dữ liệu liều sâu phần trăm sử dụng trong xạ trị
(BJR Supplement 5), đến năm 1983, đã cập nhât và tái bản bộ dữ liệu liều sâu phần
trăm sử dụng trong xạ trị (BJR Supplement 17) và đến năm 1996 các nhà khoa học
của Anh tại Viện nghiên cứu về ung bướu và Viện V
ật lý và Kỹ thuật trong y học và
sinh học đã xây dựng bộ dữ liệu tham khảo về giá trị liều sâu phần trăm sử dụng
trong xạ trị (BJR 1996). Dữ liệu liều sâu phần trăm tham khảo đã cung cấp bởi tài
liệu BJR 1996 thường được các kỹ sư vật lý y sinh sử dụng rất hữu hiệu. Đối với
các cơ sở xạ trị không có đủ trang thiết bị
về đo liều hoặc không có các nhân viên

đủ kinh nghiệm thì có thể sử dụng dữ liệu tham khảo trong BJR 1996 cho các máy
gia tốc xạ trị của họ, với bộ dữ liệu tham khảo về liều sâu phần trăm tại trục trung
tâm, các kỹ sư vật lý y sinh, các nhà xạ trị và những người làm công việc lập kế
hoạch điều trị có thể tìm thấy trong BJR 1996 nhiều thông tin liên quan đến các
tham số vật lý c
ần thiết. Hiện nay, tất cả các nhà cung cấp máy gia tốc thẳng xạ trị
lớn trên thế giới như Varian, Siemens, Elekta… đều cung cấp bộ dữ liệu chùm tia
cho khách hàng của họ. Tuy nhiên, các nhà chế tạo máy gia tốc cũng chưa đảm bảo
Luận văn Thạc sỹ khoa học

5

được tất cả các máy gia tốc của họ được xuất xưởng có bộ dữ liệu chùm tia với sự
sai khác nhau dưới 2%. Vì vậy, đối với mỗi máy gia tốc thẳng xạ trị trước khi đưa
vào hoạt động bắt buộc phải tiến hành đo trực tiếp các dữ liệu chùm tia trên mỗi
máy.
Tại Việt Nam, thời gian đầu, việc đo đạc dữ liệu chùm tia trước khi đưa máy
vào ho
ạt động đa phần được thực hiện bởi các chuyên gia nước ngoài. Tuy nhiên,
đến nay các kỹ sư vật lý Việt Nam đã làm chủ được kỹ thuật đo dữ liệu chùm tia
trên máy gia tốc y tế từng bước giúp các cơ sở có sử dụng máy gia tốc thẳng xạ trị
trong cả nước tiết kiệm được kinh phí và thời gian khi phải thuê các chuyên gia
nước ngoài.
Trên thế giới có nhiều quy trình chuẩn liều như IAEA TRS 277, 398, AAPM
TG-51và DIN 6800-2
được sử dụng rộng rãi. Ở Việt Nam hiện nay có khoảng 30
máy gia tốc y tế tuyến tính dùng trong xạ trị, đa phần các máy này được chuẩn bởi
các kỹ sư vật lý tại Trung tâm An toàn bức xạ, Viện Khoa học và Kỹ thuật hạt nhân,
Viện Năng lượng nguyên tử Việt Nam thực hiện theo quy trình TRS 398 của IAEA.
Mục đích nghiên cứu: Tìm hiểu phương pháp đo dữ liệu chùm photon, cơ sở

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





Luận văn Thạc sỹ khoa học

6

CHƯƠNG 2 - MÁY GIA TỐC Y TẾ TUYẾN TÍNH
Đối với kỹ sư vật lý làm công tác chuẩn liều cũng như đảm bảo chất lượng
cho máy gia tốc y tế tuyến xạ trị, cần phải hiểu rõ cấu tạo, chức năng và nguyên lý
hoạt động của từng bộ phận và cấu tạo của máy gia tốc để khi liều phát ra từ máy
gia tốc không đạt chất lượng mong muốn thì cần phả
i hiệu chỉnh thông số nào,
thông số đó ảnh hưởng bởi những bộ phận nào. Để từ đó có sự hiệu chỉnh cho phù
hợp. Chương này sẽ giới thiệu những bộ phận chính và nguyên lí hoạt động của
máy gia tốc y tế thẳng.
2.1. Sơ lược về cấu tạo của máy gia tốc y tế tuyến tính
Sơ đồ cấu tạo và sơ đồ khối chính củ
a máy gia tốc tuyến tính thông

thường, sử dụng trong xạ trị được chỉ ra trong Hình 2.1 và Hình 2.2 [6]:

Hình 2.1: Sơ đồ cấu tạo máy gia tốc tuyến tính
Các bộ phận chủ yếu của máy gia tốc bao gồm:
 Cần máy đứng (Gantry Stand): được thiết kế để chịu tải, nâng đỡ cần máy,
có thể chứa: máy phát sóng, súng electron, ống dẫn sóng gia tốc.
 Máy phát sóng gồm có hai thành phần chính: nguồn phát sóng (Klystron
hoặc Magnetron) và bộ điều chế xung (Modulator). Klystron hoặc Magnetron là các
nguồn phát vi sóng hoạt động dưới dạng xung ngắn cỡ m
ột vài µs được sử dụng để
gia tốc các điện tử trong ống dẫn sóng gia tốc đã được hút chân không. Cả hai được
Luận văn Thạc sỹ khoa học

7

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

Hình 2.2: Sơ đồ khối chính của một máy gia tốc thẳng thông thường
 Magnetron: là thiết bị tạo ra dao động năng lượng cao, phát ra dao động
cao tần, tần số của vi sóng khoảng 3000 MHz.
 Klystron: không phải là một máy phát sóng siêu cao tần mà là một máy
khuếch đại dao động sóng. Klystron cần một máy phát dao động năng lượng thấp đi
kèm để cung cấp dao động ở lối vào của Klystron. Nhờ đó nó sẽ khuếch
đại dao
động có năng lượng thấp này lên đến năng lượng rất cao.
 Súng electron (Electron gun): là thiết bị phát ra các electron, gồm có hai
loại chính là loại hai cực (diode) và loại ba cực (triode). Cơ chế cung cấp nhiệt cho
súng electron có thể là trực tiếp hoặc gián tiếp tùy theo nhà sản xuất. Hai loại súng
này đều có một sợi dây Catôt được nung nóng và cực Anôt có đục một lỗ nhỏ ở

giữa, với súng loại 3 cực còn có thêm một lưới điều khi
ển. Các electron phát ra từ
sợi dây Catôt được nung nóng sẽ hội tụ thành một chùm và được gia tốc xuyên qua
lỗ trên Anôt sau đó bị cuốn vào trong ống sóng gia tốc.
 Hệ thống ống dẫn sóng (Wave Guide System): gồm có ống dẫn sóng để
truyền sóng từ nguồn phát sóng tới ống gia tốc và ống dẫn sóng gia tốc.
 Cần máy (Gantry): chứa hệ thống gia tốc electron, đầu máy điều trị. Cần
máy được gắn vào c
ần máy đứng và có thể quay quanh trục vuông góc với nó.
Luận văn Thạc sỹ khoa học

8

 Hệ thống gia tốc electron gồm có ống gia tốc, dùng để gia tốc chùm
electron tới năng lượng cao nhờ vi sóng, hệ thống từ trường hội tụ chùm electron
này khi chúng chạy trong ống.
 Ống gia tốc: được cấu tạo gồm các ống bằng đồng có bề mặt bên trong
tròn phẳng, được đặt tách biệt nhau và các hốc cộng hưởng dùng để tạo ra độ lệch
pha 180
o
với cấu trúc gia tốc bằng sóng dừng.
 Hệ thống vận chuyển chùm electron:
Ở các máy gia tốc y tế tuyến tính năng lượng thấp thì bia tia X (Bia phát bức
xạ hãm) được nhúng trong ống dẫn sóng gia tốc và không có sự vận chuyển chùm
tia giữa ống dẫn sóng gia tốc và bia tia X.
Đối với máy gia tốc thẳng y tế năng lượng trung bình (10MV) và năng lượng
cao (trên 15MV), ống dẫn sóng gia tốc được đặt song song với trục quay cần máy
và chùm đ
iện tử bị uốn để nó đập vào bia phát bức xạ hãm, có ba hệ thống lái chùm
điện tử góc 90º, 270º, 112.5º đã được sử dụng trong máy giá tốc y tế tuyến tính. Hệ

thống vận chuyển chùm điện tử này được sử dụng để lái chùm điện tử từ ống dẫn
sóng gia tốc tới bia tia X hoặc để đưa chùm electron xạ trị ra khỏi đầu máy điều trị.
Ngoài ra, còn có các cuộn dây từ trường hội tụ, được sử dụng để lái và tập trung của
chùm điện tử gia tốc, cũng là những thành phần của hệ thống vận chuyển chùm tia.
 Đầu máy điều trị bao gồm
[2], [3], [6]:
- Bia tia X: bằng kim loại có Z lớn, dùng để tạo ra chùm photon xạ trị bằng
hiệu ứng tạo bức xạ hãm khi chùm electron (đã được gia tốc) xuyên sâu vào trong
bia. Nếu điều trị bằng chùm electron thì không dùng bia.
- Bộ lọc phẳng (Flattening Filters): chùm photon được tạo ra là sự kết hợp
giữa bia và bộ lọc. Cường độ chùm photon tạo ra ở bia chủ yếu hướng về phía
trước. Vì vậy, bộ lọc có tác dụng làm loe và làm phẳng chùm tia.
-
Ống chuẩn trực (Collimator): thường được cấu tạo bởi hai cặp ngàm (jaws)
để tạo hình dạng chùm bức xạ theo hình vuông hoặc hình chữ nhật. Các khối che
chắn (block) để tạo hình dạng trường chiếu thích hợp.
- Hệ thống buồng ion hóa kiểm soát liều lượng (Monitor): đây là bộ phận quan
Luận văn Thạc sỹ khoa học

9

trọng, luôn luôn phải có trong đầu máy. Đặt nó càng gần bệnh nhân càng tốt, nhưng
vì phải đặt cố định nên được lắp ngay phía trên hệ thống ống chuẩn trực quay.
Buồng này có các chức năng cấp liều chiếu chính xác, theo dõi sự đồng nhất của
liều chiếu và hiệu chỉnh năng lượng. Khi sử dụng, nó phải thỏa mãn các yêu cầu
sau: theo dõi và kiểm soát việc cấp liều cho cả chùm photon và electron. Theo dõi
suất liều cùng vớ
i cơ cấu bù liều tự động và tức thời. Theo dõi sự đồng nhất (hay sự
đối xứng) và độ phẳng của chùm tia để thông báo cho hệ thống tự điều chỉnh khi
cần. Khi các yếu tố trên nằm ngoài giới hạn cho phép, nó sẽ tự động kết thúc quá

trình điều trị. Khi hệ thống này kiểm soát liều chiếu phát ra. Đơn vị mà máy gia tốc
“hiểu” để kiểm soát liều chiếu là MU (Monitor Unit). Như vậy MU chính là đơn vị
của liều chiếu phát ra từ máy gia tốc. Mối liên hệ giữa liều chiếu (đơn vị là MU) và
liều hấp thụ (đơn vị là Gy) được quy ước như sau: giả sử máy gia tốc phát ra liều
chiếu là 1MU thì khi đó liều hấp thụ thu trong phanton nước trên trục của chùm tia
tại độ sâu có liều cực đại bằng 1cGy trong điều kiện khoảng cách từ nguồn tới bề
mặt nước là 100 cm, với độ rộng trường chiếu là 10x10cm
2
.
Trong quá trình lập kế hoạch tính liều hấp thụ mong muốn đưa vào bệnh
nhân, liều này cần được quy đổi ra liều chiếu MU. Giá trị MU này chính là giá trị sẽ
được thiết lập sẵn khi điều trị. Khi điều trị hệ thống kiểm soát sẽ kiểm soát trình
phát tia đến lúc máy phát đủ liều thì nó sẽ tự động dừng lại.
Hệ thống phụ của máy gia tốc thẳng y tế bao g
ồm các bộ phận hỗ trợ không
trực tiếp liên quan tới việc gia tốc các điện tử. Hệ thống phụ của máy gia tốc thẳng
y tế gồm có bốn hệ thống sau:
 Hệ thống bơm chân không tạo ra một áp suất chân không khoảng ~10
6
Torr
trong ống dẫn gia tốc và bộ phát sóng cao tần RF;
 Hệ thống nước làm lạnh được sử dụng cho sự làm mát ống dẫn sóng gia tốc,
bia, và máy phát RF;
 Hệ thống khí nén sử dụng để vận chuyển Bia tia X và những thành phần tạo
dạng chùm tia;
 Hệ thống che chắn chống lại bức xạ rò.
Luận văn Thạc sỹ khoa học

10

Hình 2.3: Đầu máy gia tốc khi phát chùm tia
2.2. Nguyên lý hoạt động [2], [3], [6]
Đầu tiên, các electron sinh ra do bức xạ nhiệt từ súng electron. Những
electron này được điều biến thành các xung rồi phun vào trong buồng gia tốc.
Buồng gia tốc là buồng có cấu trúc dẫn sóng mà trong đó năng lượng dùng để gia
tốc các electron được lấy từ bộ phát sóng cao tần phát tần số khoảng 3000 MHz, có
hai loại là buồng gia tốc, buồng gia tốc sử dụng sóng chạy và buồng gia tốc sử dụ
ng
sóng dừng. Bức xạ vi sóng được cấp vào dưới dạng các xung ngắn (khoảng vài µs)
và được phát ra dưới dạng các xung điện áp cao (khoảng 50KV) từ bộ điều chế
xung tới máy phát vi sóng. Cấu trúc này thường sử dụng “van” Magnetron (dùng
cho máy gia tốc phát ra mức năng lượng trung bình). Ở một số máy gia tốc tuyến
tính phát năng lượng cao, người ta hay sử dụng “van” Klystron, “van” này tuy đắt
tiền hơn nhưng có thời gian sử dụng lâu hơn. Các electron phát ra t
ừ súng electron
và nguồn vi sóng được điều biến thành các xung, để sao cho các electron này có vận
Luận văn Thạc sỹ khoa học

11

tốc cao được phun vào ống dẫn sóng gia tốc cùng một thời điểm với xung vào của
nguồn phát xung để tạo ra sự cộng hưởng. Hệ thống ống dẫn sóng gia tốc và súng
electron được hút chân không dưới áp suất thấp, để electron chuyển động tự do,
tránh va chạm với các phân tử khí suốt dọc chiều dài chuyển động (chính giai đoạn
này các electron tạo thành các xung). Năng lượng mà các electron có được từ nguồn
cung cấp sóng cao tầ
n trong ống dẫn sóng tùy thuộc vào biên độ của điện trường, có
nghĩa là phụ thuộc vào công suất của nguồn sóng cao tần (trong kỹ thuật, người ta
dựa vào yếu tố này và các yếu tố khác, để điều chỉnh suất ra cho máy). Chùm

electron được tăng tốc có xu hướng phân kì một phần do lực tương tác Culông,
nhưng chủ yếu là do lực điện trường trong cấu trúc ống dẫn sóng có thành phần
xuyên tâm. Tuy nhiên, sự
phân kì này được khắc phục bằng cách sử dụng một từ
trường hội tụ đồng trục, từ trường này do các cuộn dây nam châm quấn quanh ống
gia tốc cung cấp, đương nhiên phải đồng trục với ống dẫn sóng gia tốc. Ngoài ra
còn có các cuộn lái chùm tia phụ (Steering), được sử dụng để dẫn chùm electron sao
cho khi xuất hiện từ ống gia tốc, chúng sẽ chuyển động theo đúng hướng vào vị trí
yêu cầu. Khi máy ở
chế độ phát photon thì chùm electron (đã được gia tốc tới
năng lượng đủ lớn) sẽ được hướng vào một bia làm bằng vật liệu có số nguyên tử
lớn. Tại đây các electron bị hãm lại và phát ra photon dưới dạng hiệu ứng phát bức
xạ hãm. Chùm bức xạ này được định dạng ngay trong đầu máy điều trị rồi sau đó
được sử dụng điều trị bệnh cho bệ
nh nhân. Để tạo hình dạng cho chùm bức xạ trong
điều trị người ta sử dụng các ống chuẩn trực, nó được cấu tạo bởi 2 cặp Jaw: X1, X2
và Y1, Y2. Cặp X1, X2 chuyển động theo trục Ox, còn cặp Y1, Y2 chuyển động
theo trục Oy. Như ta đã biết chùm tia do máy gia tốc phát ra là không thấy được. Do
đó, để đo đạc chùm tia thì trước tiên ta phải “xác định hình dạng chùm tia”. Việc
định dạng này nhằm xác định kích thước, hình dạng, tính chất,…c
ủa chùm tia.




Luận văn Thạc sỹ khoa học

12

CHƯƠNG 3 - CƠ SỞ LÝ THUYẾT PHƯƠNG PHÁP ĐO DỮ LIỆU

CHÙM PHOTON VÀ CHUẨN LIỀU PHOTON NĂNG LƯỢNG CAO
3. 1. Các khái niệm vật lý mô tả chùm tia do máy gia tốc phát ra
3.1.1. Khái niệm trường chiếu
Giao điểm giữa chùm tia với mặt cắt vuông góc với chùm tia tại một điểm
cần đo sẽ tạo thành một trường (field) chiếu tại điểm đó. Các trường chiếu thường
được sử dụng là trườ
ng chiếu hình vuông; kích thước trường a × a (cm). Trường
chiếu hình chữ nhật kích thước trường a × b(cm), các trục đối xứng hình chữ nhật là
trục chính (principal axis), mặt phẳng đi qua trục chính được gọi là mặt phẳng chính
(principal plane), trục đi qua giao điểm của hai trục chính được gọi là trục trung tâm
(central axis).
Kích thước trường chiếu: Kích thước trường chiếu được xác định là độ rộng
của trường chiếu xạ tạ
i SSD hoặc SAD của máy gia tốc xạ trị và cũng được xác
định là độ rộng 50% của phân bố liều theo phương ngang tại độ sâu phép đo [3],[7].

Hình 3.1: Phân bố liều theo khoảng cách đến trục trung tâm của chùm photon
Các tham số được đo như là PDD, TAR, TPR và SAR được đo đạc với kích
thước trường vuông. Tuy nhiên, trường xạ trị có thể là trường chữ nhật hoặc hình
tròn hoặc một hình dạng bất kỳ nào đó. Quy tắc chuyển đổi chuyển đổi từ trường
chữ nhật sang trường vuông theo công thức 2ab/(a + b) với a và b là chiều rộng và
chiều dài của các trườ
ng chữ nhật.
Luận văn Thạc sỹ khoa học

13


Hình 3.2: Chuyển đổi dữ liệu trường xạ vuông - chữ nhật -tròn
Mặc dù về phương diện hình học hai hình ABCD và EFGH trên Hình 3.2 có

cùng diện tích là 100cm
2
. Tuy nhiên, hệ số đầu ra bức xạ tại điểm D trên Hình 3.2
của trường xạ vuông tương đương với trường xạ chữ nhật (5 x 20 cm
2
) sẽ là (8 x
8cm
2
), điều này là do năng lượng tán xạ theo hướng chiều dài của hình chữ nhật
đóng góp vào điểm D giảm đi. Trường vuông tương đương với kích thước của
trường chữ nhật (31 x 40 cm
2
) là trường xạ (34.9 x 34.9cm
2
), khi đó dữ liệu đo đạc
đối với kích thước của trường được lưu giữ dưới trường xạ (35 x 35cm
2
).
Nếu các hệ số đầu ra của các trường hình chữ nhật mà sai khác quá 2% so với
các trường vuông tương đương, thì khi đó cần phải có một bảng hệ số đầu ra đối với
mỗi trường hình chữ nhật.
3.1.2 Độ phẳng của trường chiếu (Flatness)
Định nghĩa độ phẳng trường chiếu là sự biến đổi của liều tương đối trong
vùng có độ rộng 80% kích thước trườ
ng chiếu (trường chuẩn với bề rộng của nó
được định nghĩa là bề rộng tại vị trí 50% của một đường đồng liều chuẩn trên một
mặt phẳng ngang), tại độ sâu 10 cm, trường này nằm trong mặt phẳng vuông góc
với trục trung tâm của chùm tia. Biểu thức xác định hệ số phẳng (F)[3]:
(3.1)
Trong đó: I

max
và I
min
tương ứng là giá trị phần trăm liều lớn nhất và nhỏ
nhất trong khoảng 80% bề rộng của kích thước trường chiếu của một đường cong
Luận văn Thạc sỹ khoa học

14

liều chuẩn trên một mặt cắt ngang của trường tham khảo 10x10cm
2
tại độ sâu 10
cm. Giới hạn cho phép của F là ±3%.

Hình 3.3: Độ phẳng của chùm photon
3.1.3. Sự đối xứng của trường chiếu (Symmetry)
Dựa vào các đường đồng liều chuẩn ta không chỉ đánh giá được độ phẳng
của chùm tia mà còn có thể đánh giá được sự đối xứng của chùm tia. Từ đồ thị của
đường đồng liều chúng ta gập lại ở giữa và so sánh hai nửa của đồ thị với nhau tại
mọi điể
m để suy ra độ đối xứng, giới hạn sai khác cho phép là không vượt quá 2% ở
mọi điểm đối xứng.
Hệ số đối xứng của chùm photon (S) thông thường được xác định tại d
max
. S
là được tính toán theo công thức [5].

(3.2)
S: Hệ số đối xứng của chùm photton.
area

left
: Vùng bên trái từ điểm liều 50% tới giá trị liều tại trục trung tâm.
area
right
: Vùng bên phải từ điểm liều 50% tới giá trị liều tại trục trung tâm.
Luận văn Thạc sỹ khoa học

15


Hình 3.4: Mô tả các vùng của đường phân bố liều theo khoảng cách đến trục
trung tâm để tính hệ số đối xứng chùm photon
3.1.4. Vùng mờ chùm bức xạ (Penumbra)
Vùng mờ chùm tia là mép của chùm tia được tạo ra do nguồn có kích thước
xác định, vùng mờ trong một chùm bức xạ được phân loại thành vùng mờ hình học
và vùng mờ điều trị.
Vùng mờ hình học phụ thuộc vào: Kích thước của nguồn, khoảng cách từ
nguồn đế
n bộ chuẩn trực chùm tia và khoảng cách từ nguồn đến da bệnh nhân.
Vùng mờ điều trị phụ thuộc vào vùng mờ hình học và đóng góp của năng lượng tán
xạ.
Kích thước thực tế của vùng mờ điều trị có thể được đo từ phân bố liều theo
phương ngang, thông thường vùng mờ điều trị là khoảng cách giữa điểm liều 80%
và 20% trên đường phân bố
liều theo phương ngang của chùm tia được đo tại độ sâu
10 cm trong phantom nước. Yêu cầu đối với kích thước vùng mờ chùm bức xạ là
càng nhỏ càng tốt.
Luận văn Thạc sỹ khoa học

16

Hình 3.5: Mô tả kích thước vùng mờ điều trị của chùm photon
3.2. Cơ sơ lý thuyết phương pháp đo dữ liệu chùm photon
Trước khi tiến hành đo đạc các đại lượng định lượng chùm tia, ta cần nghiên
cứu quá trình hình thành liều hấp thụ của chùm tia khi nó chiếu vào phantom.
3.2.1. Phân bố liều hấp thụ khi chùm photon đi vào trong phantom nước
Khi một chùm photon đi vào môi trường không khí, thông lượng photon và
liều hấp thụ sẽ giảm theo quy luật bình phương kho
ảng cách. Tuy nhiên, khi photon
đi vào một môi trường có khối lượng riêng lớn như phantom nước thì liều hấp thụ
không còn tuân theo quy luật khoảng cách nữa. Do đó, việc xác định liều hấp thụ
trong phantom sẽ rất khó khăn. Hình 3.6 minh họa một phân bố liều hấp thụ trên
trục trung tâm khi chùm tia photon đi vào phantom nước. Ta thấy rằng, khi chùm
photon đi vào bề mặt phantom, tại đó liều hấp thụ có giá trị D
s
. Sau đó, khi nó đi
sâu vào phantom, liều hấp thụ tăng lên nhanh chóng đạt giá trị cực đại D
max
tại d =
d
max
, vượt quá độ sâu d
max
liều hấp thụ giảm cho đến giá trị D
ex
ở cạnh lối ra của
phantom. Đối với chùm photon, liều hấp thụ tại bề mặt phantom thấp hơn nhiều so
với liều hấp thụ cực đại tại độ sâu d
max

. Nó phụ thuộc vào năng lượng và tăng theo
kích thước trường chiếu.
Liều hấp thụ tại bề mặt phantom có sự đóng góp: Những photon tán xạ từ bộ
chuẩn trực, nêm lọc và không khí, photon tán xạ từ phantom, những electron năng
lượng cao được sinh ra do tương tác của photon với không khí.
Vùng hình thành liều hấp thụ là vùng liều tăng rất nhanh giữa bề mặt d = 0