Kiểm soát chất lượng máy gia tốc tuyến tính y tế

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

Phùng Trung Thành

KIỂM SOÁ T CHẤT LƢỢNG MÁY GIA TỐC TUYẾN TÍ NH Y TẾ

Chuyên ngành: Vâ ̣t lý nguyên tử
Mã số: 60440106
LUẬN VĂN THẠC SỸ KHOA HỌC

Người hướng dẫn khoa học: TS. Hà Thụy Long

Hà Nội – 2016
MỤC LỤC
CHƯƠNG 1. TỔNG QUAN VỀ HÊ ̣ THỐNG XẠ TRI ̣, MÁY GIA TỐC TUYẾN


TÍNH .................................................................................................................... 11
1.1 Hê ̣ thố ng xa ̣ tri ................................................................................................
11
̣
1.2 Máy gia tốc tuyến tính dùng trong xạ trị ........................................................ 12
CHƯƠNG 2. KIỂM CHUẨN ĐỘ CHÍNH XÁC CỦA HÊ ̣ THỐNG XẠ TRI ̣ 14
2.1 Hê ̣ thố ng cơ học 14
2.1.1 Kiểm tra laser .............................................................................................. 14
2.1.2 Thước chỉ thị quang học SSD ..................................................................... 14
2.1.3 Chuyển động của bàn điều trị...................................................................... 14
2.1.4 Góc quay của collimator, thân máy và bàn điều trị..................................... 15
2.1.5 Trục chữ thâ ̣p khi quay collimator .............................................................. 15

2.2 Quá trình khi máy phát bức xạ 16
2.2.1 Độ trùng hợp trường sáng và trường xạ ............................................. 16
2.2.2 Hình sao trên phim .............................................................................. 17
2.2.3 Sự thẳng góc của các trường chiếu đối xứng ...................................... 17
2.3 Các công thức sử dụng khi chuẩn liều chùm photon 6 MV .......................... 18
2.3.1 Đơn vị Monitor Unit – MU ......................................................................... 18
2.3.2 Công thức xác định liều hấp thụ ................................................................. 18
2.3.3 Công thức tính toán số đọc M từ Muncorr ..................................................... 19
2.3.4 Hê ̣ số hiê ̣u chuẩ n nhiê ̣t đô ̣ và áp suấ t .......................................................... 19
2.3.5 Hê ̣ số tái tổ hợp ........................................................................................... 19
2.3.6 Hê ̣ số phân cực ............................................................................................ 20
2.3.7 Độ ẩm .......................................................................................................... 20


2.3.8 Các bước tiế n hành với chùm photon ......................................................... 20
2.4 Công thức sử dụng khi so sánh giá trị liều tính toán và th

ực nghiê ̣m

Error! Bookmark not defined.
2.5 Giá trị liều tính toán gi ữa phầ n mề m và th ực nghiê ̣m cho mô ̣t số tr ường
chiế u Error! Bookmark not defined.
2.5.1 Giá trị tính toán từ Eclipse cho từng trường chiế uError! Bookmark not
defined.
2.5.2 Giá trị đo đạc thực tế cho từng trường chiế uError!

Bookmark

not

defined.
2.6 Xác định liều lượng trên kế hoạch của bê ̣nh nhân bằ ng thuâ ̣t toán Error!
Bookmark not defined.
2.6.1 Xác định liều lượng trên kế hoạch của bê ̣nh nhân từ Eclipse ............. Error!
Bookmark not defined.
2.6.2 Xác định liều lượng trên bê ̣nh nhân từ đo đa ̣cError!

Bookmark

not

defined.
CHƯƠNG 3. TỔNG KẾT SỐ LIÊU
̣ TH ỰC NGHIÊM
̣ VÀ RÚ T RA NHẬN
XÉT ...................................................................... Error! Bookmark not defined.
3.1 Kế t quả hê ̣ thố ng cơ học

Error! Bookmark not defined.

3.1.1 Kiể m tra lazer, thước quang ho ̣c SSD và bàn điề u tri ̣

Error! Bookmark

not defined.
3.1.2 Kiể m tra đô ̣ chiń h xác của các Jaw so v ới trường sáng Error! Bookmark
not defined.


3.2 Kế t quả liề u lượng bức xa ̣ khi phát tia

Error! Bookmark not defined.

3.2.1 Độ trùng hợp trường sáng và trường xạ ..... Error! Bookmark not defined.
3.2.2 Kiể m tra hình sao trên phim ........................ Error! Bookmark not defined.
3.2.3 Sự thẳ ng góc của các trường chiế u đố i xứngError!

Bookmark

not

defined.
3.2.4 Chuẩ n liề u hấ p thu ̣ photon mức năng lượng 6 MV

Error! Bookmark

not defined.
3.3 Kiể m tra giá tri ̣liề u tiń h toán và thực tế với các trường chiế u

Error!

Bookmark not defined.
3.3.1 Kế t quả đô ̣ chính xác của liề u tuyê ̣t đố i ...... Error! Bookmark not defined.
3.3.2 Kế t quả đô ̣ chính xác của các đường đă ̣c trưngError!

Bookmark

not

defined.

3.4 Xác định liều lượng thực tế trên kế hoạch của bê ̣nh nhân Error! Bookmark
not defined.
KẾT LUẬN Error! Bookmark not defined.
TÀI LIỆU THAM KHẢO .................................................................................... 20


LỜI CẢM ƠN
Sau một thời gian thực hiện, Luận văn “Kiể m soát chấ t lươ ̣ng m áy gia tốc
tuyế n tiń h y tế ” đã được hoàn thành
Với tình cảm đặc biệt chân thành, em xin bày tỏ lòng biết ơn đếnTS. Hà
Thụy Long , khoa Vật Lý, Trường Đại học Khoa Học Tự Nhiên – Đại học Quốc
Gia Hà Nội đã ta ̣o điề u kiê ̣n giúp em hoàn thành Luâ ̣n văn

. Bên ca ̣nh đó ThS .

Nguyễn Hữu Quyết,Trung tâm an toàn bức xạ– Viện Khoa học và Kỹ thuật hạt
nhân đã trực tiế p hướng dẫn em thực hiê ̣n Luâ ̣n văn . Đặc biệt ThS. Đặng Quốc
Soái, Khoa Tia xa ̣ – Bê ̣nh viê ̣n Ung Bướu Hà Nô ̣i đ ã tận tìnhchỉ bảo em trong
suốt quá trình thực hiện. Em cũng xin chân thành cảm ơn tập thể cán bộ, nhân
viên trong Khoa Tia xa –̣ Bệnh viện Ung Bướu Hà Nội đã nhiệt tình giúp đỡ và
tạo điều kiện thuận lợi cho em trong thời gian thực tập tại bệnh viện
Em cũng xin bày tỏ lòng biết ơn đến các thầy cô giáo khoa Vật Lý,
Trường Đại học Khoa Học Tự Nhiên – Đại học Quốc Gia Hà Nội đã tận tình
giảng dạy, chỉ dẫn em trong suốt quá trình học tập tại trường. Đồng thời gửi lời
cảm ơn đến gia đình, bạn bè đã động viên, giúp đỡ tạo điều kiện thuận lợi cho em
trong thời gian học tập và thực hiện Luận văn
Dù đã có nhiều cố gắng trong quá trình thực hiện, song Luận văn khó
tránh khỏi những thiếu sót. Em rất mong nhận được sự góp ý, chỉ bảo của các
thầy cô, bạn bè và những người quan tâm
Hà Nội, tháng 10 năm 2016

Phùng Trung Thành
CÁC THUẬT NGỮ VÀ ĐỊNH NGHĨA

FS

Field Size

Kích thước trường xạ

DVH

Dose VolumeHistogram

Biể u đồ liề u lươ ̣ng theo thể tić h

OAR

Organ At Risk

Tổ chức nguy cấ p liề n kề

PDD

Percentage Depth Dose

Liề u sâu phầ n trăm


PTV

Planning Target Volume

Thể tić h lâ ̣p kế hoa ̣ch điề u tri ̣

SAD

Source–Axis Distance

Khoảng cách từ nguồn tới trục

SCD

Source–Chamber Distance

Khoảng cách từ nguồn đến tâm
buồng ion hoá

SSD

Source–Surface Distance

Khoảng cách từ nguồn đến bề mặt
phantom

IMRT

Intensity–Modulated Radiotherapy

Xạ trị điều biến liều

3D CRT

3D Conformal Radiation Therapy

Xạ trị theo hình thái khối u

MLC

Multileaf collimator

Hê ̣ thố ng chuẩ n trực đa lá

AAA

Anisotropic AnalyticalAlgorithm

Thuâ ̣t toán tin
́ h liề u trong phầ n
mề m lâ ̣p kế hoa ̣ch xa ̣ tri ̣

CT

Computed Tomography

Chụp cắt lớp vi tính

QA

Quality Assurance

Đảm bảo chấ t lươ ̣ng

zmax

Depth of Maximum Dose

Độ sâu trong nước mà tại đó suất
liều đạt cực đại


DANH MỤC BẢNG VÀ DANH MỤC HÌNH
DANH MỤC BẢNGTrang
Bảng 2.1.Các điều kiện chuẩn xác đinh TPR20,10………………………...14
Bảng 2.2.Các điều kiện chuẩn xác đinh liều hấp thụ chùm photon….…..15
Bảng 2.3. Giá trị sai lệch cho phép của liều tuyệt đối………………..…...19
Bảng 2.4. Các trường chiếu đươ ̣c lựa chọn………………………….……21
Bảng 3.1. Độ lệch của lazer tại isocenter…………………………….…...28
Bảng 3.2. Độ lệch thước quang và bàn so với thước cơ học…………...…28
Bảng 3.3. Độ chính xác của các Jaw so với trường sáng……..….….……29
Bảng 3.4.Kế t quả đánh giá độ chính xác của liều tuyệt đối………….…..35
Bảng 3.5.Kế t quả độ chính xác của các đường PDD……..………..……36
Bảng 3.6.Kế t quả độ chính xác của các đường đă ̣c trưng …………....….38
DANH MỤC HÌNHTrang
Hình 2.1. Sơ đồ thiết lập thí nghiệm xác định TPR20,10……………..…….14
Hình 2.2.Sơ đồ thiết lập xác định chuẩn liều hấp thụ chùm photon……...15
Hình 2.3. Vị trí tương đối của các δ khi khảo sát với máy gia tố c ………..17
Hình 2.4. Vị trí đánh giá sự khác nhau giữa các đường đặc trưng ...……..18
Hình 2.5.Công cu ̣ lấ y dữ liê ̣u từ phầ n mề m lâ ̣p kế hoa ̣ch Eclipse.............20
Hình 2.6.Buồ ng ion hóa IBA CC13 và PTW FC 65 sử du ̣ng đo liề u……22

Hình 2.7.Phantom nước sử du ̣ng Common Control Unit (CCU) đo liề u...22
Hình 2.8.Minh ho ̣a kế hoa ̣ch IMRT điề u tri ̣bê ̣nh nhân ....…………....…24
Hình 2.9.Minh ho ̣a kế hoa ̣ch QA dựa trên kế hoa ̣ch IMRT vừa lâ ̣p ....….25
Hình 2.10.Giá trị liều tính toán từ đường DVH củakế hoạch QA .….......25
Hình 2.11.Minh ho ̣a to ̣a đô ̣ phantom rắ n khi QA cho mắ t trái .……….....26
Hình 2.12.Minh ho ̣a to ̣a đô ̣ kế hoa ̣ch ta ̣i tâm khố i u.....…………...…..…27
Hình 2.13.Minh ho ̣a to ̣a đô ̣ kế hoa ̣ch ta ̣i tủy số ng ………………...….….27
Hình 3.1Kế t quả đô ̣ trùng hơ ̣p trường sáng và trường xạ…………..….…29
Hình 3.2.Kế t quả hình sao trên phim ………….………………….…...…30
Hình 3.3.Kế t quả trường chiếu đối xứng Jaw X………………….………30


Hình 3.4.Kế t quả trường chiế u đố i xứng Jaw Y………………….…....…31
Hình 3.5.Minh ho ̣a to ̣a đô ̣ các trường phi đố i xứng qua isocenter ...….....34
Hình 3.6. Độ chính xác của PDDvới FS = 10x10 cm2.…………......…...37
Hình 3.7. Độ chính xác của đường ngangta ̣i z = 50 mm...........................37
Hình 3.8.Kế t quả sai lệch cho kế hoa ̣ch QA tâm u..……………………..41
Hình 3.9.Kế t quả sai lệch cho kế hoa ̣ch QA tủy số ng.……….……...…..41
Hình 3.10.Kế t quả sai lệch cho kế hoa ̣ch QA DH phải .……………...….42
Hình 3.11.Kế t quả sai lệch cho kế hoa ̣ch QA DH trái ......…………....….42
Hình 3.12.Kế t quả sai lệch cho kế hoạch QA MT phải…………..……...43
Hình 3.13.Kế t quả sai lệch cho kế hoa ̣ch QA MT trái ...….……..……....43


MỞ ĐẦU
Ngày nay , xạ trị đã đóng vai trò không thể thiếu trong điều trị bệnh ung thư

. Tại

Việt Nam, số người mắc bệnh và tỷ lê ̣ người bê ̣nh chết vì ung thư đang có xu hướng ngày

càng gia tăng. Cùng lúc đó, các nguồn phóng xạ và kỹ thuật xạ trị sử dụng trong điều trị
cũng đã có những bước phát triể n vươ ̣t bâ ̣c. Đặc biệt khi máy gia tố c tuy ến tính ra đời và
dầ n chiế m ưu thế hơn so với viê ̣c sử du ̣ng nguồ n phóng xạ Cobalt-60 trước đây
Viê ̣c ứng du ̣ng các kỹ thuâ ̣t xa ̣ tri ̣sử du ̣ng máy gia tố c mới ngày càng đa ̣t hiê ̣u quả
tố t hơn khi điề u tri ̣bê ̣nh nhân nhưng đi kèm đó hê ̣ thố ng xa ̣ tri ̣cũng phức ta ̣p và đòi hỏi
đô ̣ chin
́ h xác cao hơn nhiề u khi đưa liề u lươ ̣ng phóng xạ từ máy gia tốc vào cơ thể bê ̣nh
nhân. Tại Việt Nam , bên ca ̣nh kỹ thuâ ̣t xa ̣ tri ̣ 3D thì kỹ thuâ ̣t xa ̣ tri ̣IMRT đang dầ n trở
nên phổ biế n với các bệnh ung thư mà tư thế bê ̣nh nhân đươ ̣c cố đinh
̣ tố t. Mô ̣t số trung
tâm đã và đang phát triể n cả kỹ thuâ ̣t IGRT cho các khố i u giañ nở theo nhip̣ thở và sự
vơi đầ y của bàng quang bệnh nhân [1,2]
Với3 phương pháp chính để điều trị ung thư là: phẫu thuật, hoá trị và xạ trị. Việc
lựa chọn và kết hợp các phương pháp điều trị phụ thuộc vào nhiều yếu tố như điều kiện
điều trị tại bệnh viện, vị trí khối u, giai đoạncủa bệnh và tình trạng của bệnh nhân.Việc
điều chỉnh, kiểm soát hê ̣ thố ng cơ khí của máy gia tố c và liề u lươ ̣ng phóng xa ̣ phát ra đều
thông qua hệ thống máy tính. Khi sử du ̣ng các phầ n mề m lâ ̣p kế hoa ̣ch đi ều trịkhác nhau
thì tính chính xáccũng khácnhau. Theo hướng dẫn của IAEA, Hiệp Hội Y Vật Lý Quốc
Tế và Hiệp Hội Y Vật Lý Châu Âu một phần mềm lập kế hoạch điều trị cho bệnh nhân xạ
trị sau khi Commissioning và trước khi đưa vào sử dụng cho bệnh nhân cần phải đươ ̣c
xác định tính chính xác của kết quả tính toán phần mềm đó so với kết quả đo trong thực
tế [1,2]
Hệ thống lập kế hoạch điều trị bao giờ cũng đi kèm với các máy gia t ốc xạ trị. Hệ
thống lập kế hoạch điều trị này sử dụng để tính toán đưa ra phân bố liều lươ ̣ng trong cơ
thể bệnh nhân, đưa ra liều lươ ̣ng chiếu, đồng thời điều khiển máy chiếu theo đúng kế
hoạch đề ra. Hiện nay, phần mềm lập kế hoạch điều trị Eclipse ngày càng trở nên phổ
biến trên thế giới cũng như ta ̣i Vi ệt Nam.Trong phần mềm lập kếhoạch điều trị Eclipse để
tính liều cho kế hoạch điều trị 3D và IMRT có sử du ̣ng thuật toán là AAA
9

Luận văn “Kiể m soát chấ t lươ ̣ng máy gia tốc tuyến tính y tế ” sẽ trin
̀ h bày:
- Hệ thống xạ trị, tổng quan về máy gia tốc xạ trị. Yêu cầu kiểm soát máy gia tốc trong
điều trị bệnh nhân
- Tóm tắt các công thức cầ n sử du ̣ng khi đo đa ̣c bằ ng thực nghiê ̣m . Các bước kiểm soát
hê ̣ thố ng xa ̣ tri ̣bao gồ m : hê ̣ thố ng cơ học, quá trình khi máy phát bức xạ, độ lệch giữa
liều tính toán và thực nghiệm. Luâ ̣n văn tâ ̣p trung vào n ghiên cứu đối với thuật toán
AAAtrong phần mềm Eclipse cho chùm photon 6MV của máy gia tốc Varian Uniquetại
Bệnh viện Ung Bướu Hà Nội sau đó so sánh, đánh giá với các tiêu chuẩnvề xạ trị của các
tổ chức quốc tế
- Tiến hành thực nghiệm kiể m tra chấ t lươ ̣ng cho máy gia t ốc ta ̣i Bệnh viện Ung Bướu Hà
Nội và tóm tắt các kết quả đo đạc để rút ra nhâ ̣n xét
Mong rằng Luận văn này có thể cho người đọc có được cái nhìn ngắn gọnvề hê ̣
thố ng má y gia tố c cũng như các trang thiết bị cơ bản cần có của các cơ sở y tế. Đó cũng
là mô ̣t phầ n công viê ̣c của các kỹ sư vật lý trong khoa tia xa ̣ tại bệnh viện

10


CHƢƠNG 1. TỔNG QUAN VỀ HỆ THỐNG XA ̣ TRI,MÁY
GIA TỐC
̣
TUYẾN TÍNH
1.1Hê ̣thố ng xa ̣ tri ̣
Xạ trị (Radiation therapy) là phương pháp sử dụng bức xạ ion hóa đủ lớn để tiêu diệt các
tế bào ung thư thông qua cơ chế gây tổn thương đứt gãy DNA của tế bào. Để duy trì viê ̣c
điề u tri ̣tia xa ̣ bằ ng máy gia tố c thì mô ̣t khoa xa ̣ tri ̣ cầ n mô ̣t máy gia tốc thẳ ng có cácchùm
photon 6 MV và 15 MV, các mức năng lươ ̣ng electron 6, 9, 12, 15, 18 MeV cùng hê ̣
thố ng trang thiế t bi đồ

̣ ng bô ̣ như: Collimator 80 lá hoă ̣c 120 lá, chụp ảnh cửa trước kỹ
thuâ ̣t số kiể m tra trước điề u tri ̣, hê ̣ thố ng quản lý thông tin bê ̣nh nhân ung thư và các thiết
bị kiểm chuẩn đảm bảo chấ t lươ ̣ng điề u tri ̣
Hiện nay, hệ thống máy gia tốc Unique6 MV của hãng Varian (Hoa Kỳ) tại Bệnh viện
Ung Bướu Hà N ộilà một trong những hệ thống máy xạ trị hiện đại tại Việt Nam có chức
năng thực hiện các kỹ thuật xạ trị 3D CRT và đặc biệt là kỹ thuật xạ trị IMRT sử du ̣ng ống
chuẩ n trực đa lá . Với các hê ̣ thố ng hiê ̣n đa ̣i hơn thì máy gia tốc còn có thêm hê ̣ thố ng
chụp ảnh cửa trướckỹ thuật số kiể m tra trước điề u tri ̣ để đảm bảo tư thế bệnh nhân được
lă ̣p la ̣i tố t trước mỗi lầ n điề u tri .̣ Với kỹ thuật xạ dưới sự hướng dẫn hình ảnh thì máy gia
tố c khi phát tia sẽ đươ ̣c kiể m soát theo nhip̣ thở của bê ̣nh nhân so v ới lúc chụp mô phỏng
trước khi điề u tri ̣
Kỹ thuật xạ trị điều biến liều là kỹ thuâ ̣t xa ̣ tri ̣hiê ̣n đa ̣i tiên tiế n cho phép đảm bảo phân
bố liề u cao tố i đa ở kh ối u đồ ng thời phân bố liề u tố i thiể u ở các tổ chức lành xung
quanh, do đó giúp đi ều trị chính xác, tăng hiê ̣u quả kiể m soát khố i u và giảm thiể u các
biế n chứng do xa ̣ tri ̣ . Bên ca ̣nh đó , để nâng cao tin
́ h chính xác trong điều trị , xạ trị điều
biế n liề u nên kế t hơ ̣p thêm hê ̣ thố ng giám sát hình ả nh bê ̣nh nhân giữa mô phỏng và điề u
trị
Các thiết bị kiểm chuẩn đảm bảo chất lượng điều trị

gồ m có hê ̣ thố ng đo liề u phantom

nước và hê ̣ thố ng phantom rắ n . Ngoài ra còn các các thiết bị đo liều cá nhân , cảnh báo
liề u bức xa ̣ và các thiế t bi ̣giám sát hình ảnh . Các thiết bị này sẽ đưa ra các số liê ̣u thực tế
11


và chúng ta cần sử dụng thêm mô ̣t số công thức để tính toán liề u lươ ̣ng phóng xa ̣ có đảm
bảo yêu cầu an toàn theo các tiêu chuẩn của quốc gia và quốc tế hay không

1.2 Máy gia tốc tuyến tính dùng trong xạ trị
Nguyên lý cơ bản:ban đầu, các electron được sinh ra do bức xạ nhiệt từ súng điện tử, do
Cathode được nung nóng. Các electron sinh ra từ súng điện từ được điều chế thành các
xung sau đó được phun vào buồng tăng tốc vàđồng bộ với xung của bức xạ vi sóng để
chúng có thể được gia tốc. Hệ thống ống dẫn sóng và súng electron được hút chân không
sao cho các electron gia tốc có thể chuyển động trong đó mà không bị va chạm với
nguyên tử khí.Chùm electron được gia tốc trong buồng tăng tốc có xu hướng phân kỳ và
không chuyển động chính xác dọc theo trục
Sử dụng một điện trường hội tụ đồng trục để hội tụ chùm tia theo quỹ đạo thẳng. Sau
đó các cuộn lái tia tạo ra từ trường tác dụng lực lên các electron để dẫn chùm tia đi đúng
theo hướng ống dẫn sóng từ đó hướng ra ngoài theo đường cong nào đó hoặc được uốn
để

hướng

đến

bia

tạo

tia

X.

Khi máy gia tốc ở chế độ phát chùm electron thì chùm electron 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 một 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 chế độ phát tia X thì chùm electron đã được gia tốc lại được uốn theo một đường
cong thiết kế để đập vào bia. Chùm 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, số
nguyên tử, bề dày bia và chất liệu dùng làm bia. Chùm tia X phát ra cũng được kiểm soát
về liều lượng, được định dạng phù hợp
Đối với những khối u nằm rất nông, khi tia xạ của máy Cobalt xuyên qua da vào đến nơi
thì liều xạ vẫn còn quá lớn so với yêu cầu (100% ở độ sâu cách mặt da 0,5 cm). Trường
hợp này sẽ được xử lý rất tốt với máy gia tốc, bởi các chùm điện tử có thể giảm rất
nhanh, đáp ứng yêu cầu điều trị. Hơn nữa, tia xạ sẽ mất hẳn ở độ sâu 5 cm. Cả hai điều
12


này khiến những vùng lành ít bị tổn thương hơn. Đối với những khối u ở sâu, ví dụ như
một khối u nằm giữa phổi, cách bề mặt da trung bình 8 cm, liều xạ của máy cobalt khi
vào đến đây lại quá thấp, chỉ còn 40%, trong khi liều xạ của máy gia tốc có thể đạt 70%,
giúp việc điều trị đạt hiệu quả. Ngoài ra, máy gia tốc còn an toàn hơn vì nó ngừng phát
tia khi tắt máy, còn ở máy cobalt thì chất phóng xạ vẫn phân rã và phát tia liên tục
Hầu hết các máy gia tốc xạ trị hiện nay đều có hai chế độ phát chùm photon và chế độ
phát electron.Các mức năng lượng cần thiết của máy gia tốc tuyến tính (với người Việt
Nam): mức 6MV: điều trị não, đầu, cổ, ngực, phổi, bệnh bạch huyết, thấp chóp xương
chậu và các bệnh trẻ em. Mức 15MV: điều trị não, phổi, bệnh bạch huyết, tuyến tụy, thấp
chóp xương chậu và thấp khung chậu. Bên cạnhđó sáu mức năng lượng eletron 5MeV, 6
MeV, 8 MeV, 10 MeV, 12 MeV, 14 MeV điều trị hiệu quả khối u ở sát bề mặt như ung thư
da và ung thư vú
Với các thiết bị càng hiện đại, chính xác thì các yêu cầu về kỹ thuật của nó cũng phải
tăng lên tương xứng. Đặc biệt trong điều trị bệnh nhân thì yêu cầu kiểm soát máy gia tốc
càng trở nên quan trọng

13

CHƢƠNG 2. KIỂM CHUẨNĐỘ CHÍNH XÁC CỦA HỆ THỐNG XẠ TRỊ
2.1 Hệ thống cơ học
2.1.1Kiểm tra laser
Mục đích:
Nhằm kiểm tra đô ̣ chiń h xác và hội tụ của tất cả các chùm tia laser đố i xứngta ̣i isocenter
Phương pháp thực hiện:
Đánh dấu tâm chữ thập, trường sáng tại SAD, kiểm tra laser ngang và laser dọc xem
chúng cắt nhau đúng tại isocenter không. Đặt một tờ gi ấy hứng chùm laser ngang ở
khoảng cách tối thiểu 20 cm từ isocenter. Độ lệch tối đa giữa 2 laser trái và phải được ghi
lại. Lahser dọc được so sánh với điểm chuẩn đánh dấu trên nền phòng hoặc tâm xoay của
bàn
Sai lệch chấp nhận: 2 mm

2.1.2 Thƣớc chỉ thị quang học SSD
Mục đích:
Nhằm so sánh giá trị giữa thước chỉ thị quang học SSD và thước chỉ thị khoảng cách cơ
học
Phương pháp thực hiện:
+ Gắn thước cơ học lên collimator
+ Nâng bàn bệnh nhân từ từ cho đến khi chạm mũi thước cơ học
+ Bật đèn SSD để đọc giá trị trị hiển thị tại mặt bàn và chính giữa tâm chữ thập
+ So sánh giá trị đọc được với giá trị của thước cơ học
Sai lệch chấp nhận: 2 mm

2.1.3 Chuyển động của bàn điều trị
Mục đích:
Kiểm tra độ chính xác và độ tuyến tính của chuyển động ngang, dọc và lên xuống của
14

bàn bệnh nhân
Phương pháp thực hiện:
Chiều cao của bàn phải được điều chỉnh sao cho mặt bàn cắt ngang tâm laser và coi đây
là giá trị điểm không. Bàn bệnh nhân phải được đưa về vị trí điểm không đối với cả hai
chuyển động ngang và dọc. Sau đó dịch chuyển bàn với những khoảng cách định sẵn theo
tất cả các hướng vuông góc và lên xuống. Đo đạc sự dịch chuyển này bằng thước và đối
chiếu lại với các giá trị dịch chuyển hiển thị trên màn hình
Sailệch chấp nhận:

2 mm

2.1.4 Góc quay của collimator, thân máy và bàn điều trị
Mục đích:
Nhằm kiểm tra độ chính xác các giá trị hiển thị trên bàn điều khiển và màn hình với các
giá trị cơ học thực tế và các vị trí tuyệt đối của nó
Phương pháp thực hiện:
+ Đối với sự quay collimator:Thân máy nằm ở vị trí 900 và 2700. Đặt các
cạnh của trường sáng thẳng hàng tại góc collimator 00. Đánh dấu các cạnh trường sáng
lên tường. Ghi lại các giá trị đọc được trên bàn điều khiển hoặcmàn hình. Tương tự cho
góc collimator 900
+ Đối với sự quay thân máy:Quay thân máy tới các góc 00, 900, 1800 và 2700. Ghi lại các
giá trị hiển thị, so sánh với các thước cơ học
+ Đối với việc quay bàn bệnh nhân:Quay bàn theo các góc 00, 900 và 2700 quanh trục tâm
và so sánh với các giá trị hiển thị trên bàn điều khiển
Sai lệch chấp nhận: 10

2.1.5Trục chƣ̃ thâ ̣p khi quay collimator
Mục đích:

Nhằm kiểm tra lại trục chữ thập luôn luôn thẳng theo sự quay quanh trục của collimator
Phương pháp thực hiện:
15


Phép kiểm tra này được ưu tiên thực hiện trong kiểm tra cơ học vị trí isocenter, điều đó
để đảm bảo trước rằng dây chữ thập đã thẳng góc.Với các góc quay thân máy, bàn điều trị
được đặt về vị trí điểm không và tại hai khoảng cách (SAD hoặc SSD), vị trí của tâm chữ
thập được đánh dấu khi quay collimator tới các góc 00, 900 và 2700 để thiết lập ra độ lệch
cực đại với sự quay collimator. Tất cả các điểm của tâm chữ thập phải nằm trong đường
tròn đường kính 2 mm có chứa isocenter
Phim được đặt trên mặt phẳng bàn vuông góc với trục bức xạ. Thân máy đặt về 00. SSD =
10 cm. Đánh dấu đồng tâm cơ học trên mặt phim. Mởjaw trên lớn nhất, đóng jaw
dướinhỏ nhất. Chiếu xạ ở nhiều góc quay collimator khác nhau, mỗi bước quay 350
Sai lệch chấp nhận: 2 mm

2.2Quá trình khimáy phát bức xạ

2.2.1 Độ trùng hợp trƣờng sáng và trƣờng xạ
Mục đích:
Nhằm kiểm tra độ phù hợp giữa trường xạ và trường sáng tại một vài giá trị góc quay của
thân máy
Phương pháp thực hiện:
Đặt một phim vuông góc với trục tâm chùm tia tại vị trí isocenter. Các cạnh biên của
trường sáng và trục chữ thập được đánh dấu trước khi chiếu xạ lên phim. Sự khác nhau
giữa các biên trường sáng và trường xạ có thể được kiểm tra trên phim. Sau khi rửa phim
hoặc sử dụng máy đo độ đen để thiết lập hình ảnh trường xạ, có thể so sánh kích thước
trường xạ với kích thước trường sáng và so sánh tâm trường xạ với tâm chữ thập
Thông thường phép kiểm tra này được thực hiện tại góc 00 của thân máy, tuy nhiên nguồn
sáng có thể bị dịch chuyển khi thân máy quay. Do đó việc kiểm tra này cần tiến hành ở

một số vị trí góc quay và với kích thước của một vài trường sáng. Thông thường tiến
hành đối với trường 10x10 cm2 và tại 4 vị trí góc quay thân máy là 00, 900, 1800 và 2700.
16


Đối với kiểm tra hàng năm, phép kiểm tra này còn phải được thực hiện tại các khoảng
cách khác với giá trị SSD chuẩn
Sai lệch chấp nhận:2 mm đối với các trường nhỏ hơn 20 x 20 cm2
1% đối với các trường lớn hơn 20 x 20 cm2
2 mm độ lệnh của tâm trường xạ khỏi tâm chữ thập

2.2.2Hình sao trên phim
Mục đích:
Kiểm tra mặt phẳng quay thân máy và các trục chùm tia giao cắt nhau trong phạm vi hình
cầu đường kính 2 mm (tức là hình cầu đồng tâm) và như vậy sẽ đảm bảo rằng đồng tâm
bức xạ và đồng tâm cơ học là trùng hợp
Phương pháp thực hiện:
Đặt một phim bức xạ lên mặt phẳng quay thân máy theo chiều thẳng đứng. Vị trí chỉ thị
của isocenter được đánh dấu trên phim. Mở trường chiêu nhỏ nhất có thể và phát tia ở các
góc quay thân máy khác nhau. Hình ảnh trên phim có dạng như hình sao. Sự giao cắt của
tất cả các chùm tia chính là đồng tâm bức xạ được tái hiện trên mặt phẳng phim. Tất cả
các chùm tia phải hội tụ trong phạm vi hình tròn bán kính 2 mm có chứa điểm đánh dấu
vị trí isocenter
Phim được đặt thẳng đứng vuông góc với trục quay thân máy. Đánh dấu đồng tâm cơ học
trên mặt phim. Mở jaw trên lớn nhất, đóng jaw dưới nhỏ nhất. Chiếu xạ ở nhiều góc quay
thân máy khác nhau, mỗi bước quay 450
Sai lệch chấp nhận: 2 mm

2.2.3Sự thẳng góc của các trƣờng chiếu đối xứng
Mục đích:

Phương pháp hình sao trên phim chỉ nhằm xác định sai lệch trên mặt phẳng quay thân
máy, ở phép kiểm tra này chúng ta nhằm phát hiện sai lệch trên hướng vuông góc với mặt
phẳng quay
17


Phương pháp thực hiện:
Đặt phim bức xạ và đánh dấu tại tâm trường cùng các biên trường với góc quay thân máy
ở 00 giống như phép kiểm tra độ trùng hợp trường sáng, trường xạ trong phép kiểm tra
trước. Sau đó phát tia với góc quay thân máy 1800. So sánh phát hiện sự sai lệnh của 2
trường đối xứng và như vậy sự dịch chuyển tâm bức xạ sẽ được phát hiện
Sai lệch chấp nhận: 2 mm

2.3 Các công thức sử dụng khi chuẩ n liều chùm photon 6 MV
Có nhiều tài liệu chuẩn đã được giới thiệu và thực hành trên thế giới. Tuy nhiên,
để chuẩn liều một cách chính xác, đơn giản dễ thực hành, trong Luận văn này chỉ giới
thiệu các công thức cần sử dụng và các hệ s ố trong công thức đi kèm theo hư ớng dẫn của
IAEA TRS-398 [6,8]
Đối với chùm photon 6 MV ta sử du ̣ng các bu ồng ion hoá hình trụ. Trong chuẩn
liều tuyệt đối thì phantom nước được khuyến cáo sử dụng. Khi thực hiện chuẩn hàng
ngày thì phantom rắn tương đương nước có thể được sử dụng

2.3.1Đơn vị Monitor Unit – MU
Đơn vị Monitor Unit – MU là đơn vị đo bức xạ nhờ các buồng ion hóa đặt trực
tiếp ngay trong chùm tia máy gia tốc điều trị. MU của một mức năng lượng được quy
chuẩn về liều lượng hấp thụ như sau: 1 MU tương ứng với liều lượng 1 cGy (10-2 Gy) đo
trong phantom nước tại zmax của mức năng lượng đó với SSD = 100 cm và FS = 10x10
cm2
Việc chuẩn liều tuyệt đối cho một mức năng lượng chính là việc điều chỉnh máy
để khi phát ra m ức năng lượng đó thì liề u lươ ̣ng đúng theo màn hin

̀ h hiể n thi ̣ . Như vậy
nếu máy phát ra x MU của năng lượng đó thì ta sẽ hiểu rằng liều tại zmax với SSD = 100
cm và FS = 10x10 cm2 sẽ là x cGy

2.3.2 Công thức xác định liều hấp thụ
Liều hấp thụ trong nước tại zrefđối với chùm photon
18


DW  kQ .N W .M

(2-3-1)

Dw: Liều hấp thụ trong nước
kQ: Hệ số phẩm chất chùm tia
Nw: Hệ số chuẩn trong nước của buồng ion hoá với nguồn chuẩn Co60
M: Số đọc của máy đo điện tích đã được hiệu chỉnh

2.3.3 Công thức tính toán số đọc M từ Muncorr

M  M uncorr kelec kTP ks k pol kh

(2-3-2)

Hệ số hiệu chỉnh kelec đi cùng với hệ số chuẩn của máy đo

2.3.4 Hê ̣ số hiêụ chuẩ n nhiêṭ đô ̣ và áp suấ t

kTP 

P0 (273.2  T )
P(273.2  T0 ) (2-3-3)

P và T là áp suất và nhiệt độ của môi trường đo
P0 = 101.3 kPa và T0 = 200C
2.3.5Hê ̣số tái tổ hơ ̣p
Đối với các máy gia tốc linac thì hệ số tái tổ hợp được tính theo tài liệu TRS-398 như sau

M 
M 
ks  a0  a1  1   a2  1 
 M2 
 M2 
Sử dụng Bảng 9 (TRS-398) tra tỷ số V1/V2 để lấy các giá trị a0, a1, a2
Với M1 là số đọc tại giá trị cao áp V1 và M2 là số đọc tại giá trị cao áp V2

19

2

(2-3-4)


2.3.6 Hê ̣ số phân cực

k pol 

M1  M 2
2M1

(2-3-5)

M1: Số đọc tại giá trị cao áp thông thường của buồng ion hoá
M2: Số đọc tại giá trị cao áp ngược với giá trị thông thường

2.3.7 Độ ẩm
kh  0.997 trong môi trường không khí khô
kh  1.000 với độ ẩm tương đối
2.3.8 Các bƣớc tiến hành với chùm photon
Phẩ m chất chùm tia (Q) được thể hiện qua tỷ số mô-phantom TPR20,10

TPR20,10  1.2661PDD20.10  0.0595

(2-3-6)

PDD20,10: Tỷ số liều sâu phần trăm tại độ sâu 20 g/cm2 và 10 g/cm2 trong phantom nước,
FS = 10x10 cm2 tại SCD = 100 cm
Các điều kiên thí nghiệm xác đinh TPR20,10được tổng kết trong Bảng 2.1 và minh họa
trong Hình 2.1

TÀI LIỆU THAM KHẢO
Tiếng Việt
[1] Mai Tro ̣ng Khoa – Nguyễn Xuân Kử (2012), Một số tiế n bộ về kỹ thuật xạ tri ̣ ung thư
và ứng dụng trong lâm sàng, NXB Y ho ̣c, Hà Nội.
[2] Nguyễn Xuân Kử (2013),Cơ sở Lý - Sinh và những tiến bộ về kỹ thuật xạ trị ung thư,
Hà Nội.
Tiếng Anh
20

[3] Ben Mijnheer (2004), Quality assurance of treatment planning systemspractical
examples for non-IMRT photon beams, International Standard Book Number90804532-7, Brussels.
[4] Benedick Fraass (1998), Quality assurance for clinical radiotherapy treatment
planning, American Association of Physicists in Medicine, Radiation Therapy
Committee Task Group 53, Medical. Physics. 25 (10).
[5] Daniel Frauchiger (2015),Quality Control of Medical Electron Accelerators,
Recommendations Number 11, Swiss Society of Radiobiology and Medical
Physics, Zurich.
[6] Technical Report Series No. 398 (2000), Absorbed dose determination in external
beam radiotherapy: An International Code of Practice for Dosimetry based on
Standards of Absorbed dose to water,International AtomicEnergy Agency,Vienna.
[7] Technical Reports Series No. 430(2004), Commissioning and quality assurance of
computerized planning systems for radiation treatment of cancer,International
Atomic Energy Agency, Vienna.
[8] Indra J. Das (2008),Accelerator beam data commissioning equipment and
procedures, American Association of Physicists in Medicine, Radiation Therapy
CommitteeReport of the Task Group 106, Medical. Physics. 35 (9).
[9] Markus Alber (2008), Guidelines for the verification of IMRT, International Standard
Book Number 90-804532-9, Brussels.
[10] Soái Đặng Quốc (2015), Commissioning of the Analytical Anisotropic Algorithm
(AAA) calculation algorithm for 2100 CD LINAC 18MV photon energy beam,
Master's Thesis advanced studies in Medical Physics, Trieste.
[11] Varian Medical Systems

Inc

(2009),Eclipse

P/N B502612R01A, Palo Alto.

21

Algorithms

Reference

Guide,


22