Xây dựng quy trình lập kế hoạch xạ trị theo kỹ thuật VMAT trên phần mềm Monaco cho máy Elekta Infinity”

MỤC LỤC
LỜI CẢM ƠN .................................................................................................................. 3
DANH MỤC CÁC KÝ HIỆU VÀ CHỮ VIẾT TẮT ...................................................... 4
DANH MỤC HÌNH VÀ ĐỒ THỊ .................................................................................... 6
DANH MỤC BẢNG ........................................................................................................ 8
LỜI NÓI ĐẦU ................................................................................................................. 9
CHƢƠNG I:TỔNG QUAN VỀ XẠ TRỊ ....................................................................... 12
1.1.

Khái niệm xạ trị ................................................................................................ 12

1.2.

Cơ sở xạ trị ung thƣ .......................................................................................... 16

1.2.1.

Cơ sở vật lý ................................................................................................ 16

1.2.2.

Cơ sở sinh học............................................................................................ 19

CHƢƠNG II:XẠ TRỊ TRÊN MÁY LINAC VÀ KỸ THUẬT VMAT ........................ 22
2.1.

Nguyên lý hoạt động của máy gia tốc dùng trong xạ trị .................................. 22

2.2.

Kỹ thuật xạ trị điều biến liều theo cung ........................................................... 29

2.3.

Nguyên lý của VMAT ...................................................................................... 31

2.3.1.

Nguyên lý điều biến cƣờng độ chùm tia. ................................................... 37

2.3.2.

Nguyên lý cấp liều theo cung .................................................................... 40

2.3.3.

Mô hình tối ƣu hóa VMAT ........................................................................ 42

2.4.

Ƣu – nhƣợc điểm của VMAT ........................................................................... 48

CHƢƠNG III: QUY TRÌNH LẬP KẾ HOẠCH THEO KỸ THUẬT VMAT BẰNG
PHẦN MỀM MONACO................................................................................................ 50
3.1.

Phần mềm Monaco. .......................................................................................... 54

3.2.

Mô phỏng dữ liệu bệnh nhân. ........................................................................... 56

3.3.

Xác định thể tích điều trị .................................................................................. 64

3.4.

Xác lập trƣờng chiếu ........................................................................................ 68

3.4.1.

Chọn mức năng lƣợng................................................................................ 68

1


3.4.2.

Thiết lập beam và arc ................................................................................. 70

3.5.

Chỉ định liều và phân liều ................................................................................. 71

3.6.

Tối ƣu hóa liều .................................................................................................. 74

3.7.

Tính liều:........................................................................................................... 78

CHƢƠNG IV:KẾT QUẢ LẬP KẾ HOẠCH THEO KỸ THUẬT VMAT .................. 81
KẾT LUẬN .................................................................................................................... 90
TÀI LIỆU THAM KHẢO .............................................................................................. 92

2


LỜI CẢM ƠN
Để hoàn thành bài báo cáo thực tập này, tôi xin bày tỏ lòng cảm ơn chân thành và
sâu sắc tới TS. Trần Kim Tuấn . Thầy đã tận tình dạy dỗ, chỉ bảo và hƣớng dẫn tôi
trong suốt thời gian học chuyên ngành cũng nhƣ tạo mọi điều kiện cho tôi thực hiện bài
báo cáo này.
Tôi cũng xin chân thành cảm ơn tất cả các Thầy Cô trong Viện Kỹ thuật Hạt nhân &
Vật lý Môi trƣờng đã tận tình giảng dạy, hƣớng dẫn tôi trong suốt quá trình học đại
học.
Tôi xin gửi lời cảm ơn chân thành đến Ban Giám Đốc và toàn thể cán bộ nhân viên
Bệnh viện K đã tạo mọi điều kiện cũng nhƣ chỉ bảo nhiệt tình cho tôi trong quá trình
tìm hiểu những kiến thức về máy gia tốc tuyến tính Elekta Infinity, phần mềm Monaco
và kỹ thuật xạ trị VMAT tại bệnh viện.
Tôi xin chân thành gửi lời cảm ơn đến KS. Nguyễn Hà Quang đã giúp tôi lựa chọn
đề tài, tận tình hƣớng dẫn, luôn nhắc nhở và tạo điều kiện cho tôi hoàn thành đợt thực
tập. Tôi cũng xin gửi lời cảm ơn tới tập thể các bác sĩ, kỹ sƣ, kỹ thuật viên tại Khoa xạ
trị - Bệnh viện K cơ sở Tân Triều đã tạo điều kiện tốt nhất cho tôi tìm hiểu và sử dụng
phần mềm trong quá trình lập kế hoạch xạ trị tại Bệnh viện.
Cuối cùng, tôi xin gửi lời cảm ơn đến Gia đình và các bạn lớp Kỹ thuật Hạt nhân K57 đã động viên tinh thần, khích lệ và giúp đỡ tôi trong thời gian học tập và hoàn
thành thực tập.
Hà Nội, ngày

tháng 6 năm 2017
Sinh viên

Nguyễn Thị Thanh Hồng

3


DANH MỤC CÁC KÝ HIỆU VÀ CHỮ VIẾT TẮT
Chữ viết tắt

Tiếng Anh
Three Dimension Conformal
Radiation Therapy
Four Dimension RadioTherapy

Xạ trị tƣơng thích ba chiều

American Association of Physicists
in Medicine

Hiệp hội Vật lý Y khoa

AFC

Automatic Frequency Control

Bộ điều chỉnh tần số tự
động

BEV
CI
CT
CTV

Beam Eyes View
Conformity Index
Computed Tomography
Clinical Target Volume

Chỉ số tƣơng thích liều
Chụp cắt lớp vi tính
Thể tích bia lâm sàng

DRR

Digitally Reconstructed Radiograph

Ảnh tái tạo số

DTV

Dose To Volume

DVH

Dose Volume Histogram

EPID

Electronic Portal Imaging Devices

Liều theo thể tích
Biểu đồ phân bố liều thể
tích
Cổng thiết bị thu nhận
hình ảnh

FFF

Flattened Filter Free

Chùm bức xạ không phẳng

GTV
HI
H&N

Gross Target Volume
Homogeneity Index
Head and Neck

IAEA

International Atomic Energy Agency

ICRU

International Commission on
Radiation Unit

IGRT

Image Guide Radiotherapy

Thể tích khối u thô
Chỉ số đồng liều
Bệnh nhân đầu và cổ
Cơ quan Năng lƣợng
nguyên tử quốc tế
Ủy ban quốc tế về đơn vị
đo lƣờng phóng xạ
Xạ trị theo sự chỉ dẫn hình
ảnh

3D-CRT
4D-RT
AAPM

IMRT
ITV

Intensity Modulated Radiation
Therapy
Interner Target Volume

Tiếng Việt

Xạ trị bốn chiều

Xạ trị điều biến liều
Thể tích bia nội tại

4


LINAC

Linear Accelerator

MC
MLC
MP
MU

Monter Carlo
Multi-leaf Collimator
Medical Physicist
Monitor Unit

OAR

Organs At Risk

Máy gia tốc tuyến tính xạ
trị

Pencil Beam

Hệ chuẩn trực đa lá

Kỹ sƣ y vật lý
Đơn vị liều giám sát
Cơ quan cần bảo vệ có
nguy cơ nhận liều cao
Chùm tia bút chì

PTV

Planning Target Volume

Thể tích bia lập kế hoạch

PRV

Planning Organ at Risk Volume

QA
RF
RO
RTT

Quality Assurance
Radio Frequency
Radiotherapy Oncologist
Radiation treatment Technician

Thể tích các cơ quan nguy
cấp lập kế hoạch
Đảm bảo chất lƣợng
Tần số vô tuyến

Bác sĩ xạ trị ung thƣ
Kỹ thuật viên xạ trị

RVR

Remaining Volume at Risk

Thể tích nguy cấp còn lại

TPS

Treatmeant Planning System

SAD

Source to Axis Distance

SCD

Source-Collimator Distance

SDD

Source to Detector Distance

SSD

Source Surface Distance

PB

TERMA
TV
TMR
VMAT

Total Energy Released per unit Mass
Treatment Volume
Tissue Maximum Ratio
Volumetric Modulated Arc Therapy

Hệ thống lập kế hoạch xạ
trị
Khoảng cách từ nguồn đến
trục
Khoảng cách nguồn collimator
Khoảng cách từ nguồn đến
đầu dò
Khoảng cách từ nguồn đến
bề mặt
Tổng năng lƣợng hấp thụ
của photon trên đơn vị
khối lƣợng
Thể tích điều trị
Tỷ số liều cao mô
Xạ trị điều biến thể tích
cung tròn

5

DANH MỤC HÌNH VÀ ĐỒ THỊ
Hình 1.1 : Tỷ lệ điều trị ung thƣ bằng các phƣơng pháp khác nhau tại Việt Nam.
Hình 1.2 : Mô tả hiệu ứng quang điện.
Hình 1.3: Mô tả tán xạ Compton.
Hình 1.4: Mô tả hiệu ứng tạo cặp.
Hình 1.5: Đồ thị các loại tƣơng tác của photon theo năng lƣợng.
Hình 1.6: Sơ đồ tác động của bức xạ lên tế bào.
Hình 2.1: Sơ đồ nguyên lý của máy gia tốc tuyến tính.
Hình 2.2: Thông số hình học giữa nguồn và thể tích điều trị.
Hình 2.3: Minh họa kỹ thuật IMRT.
Hình 2.4: Hệ thống MLC.
Hình 2.5: Sự thay đổi liều theo độ sâu trong mô.
Hình 2.6: Mô tả trƣờng chiếu.
Hình 2.7: Sắp xếp các cung trong VMAT.
Hình 2.8: Phân chia beamlet trong kỹ thuật VMAT.
Hình 2.9: Phân đoạn trƣờng chiếu (segment).
Hình 2.10: Sắp xếp các điểm kiểm soát trên một cung.
Hình 2.11: Chia voxel thể tích điều trị.
Hình 2.12: Hệ thống MLC.

6


Hình 2.13: Mô tả lọc nêm vật lý và lọc nêm động.
Hình 2.14: Mô tả các điểm kiểm soát dọc theo cung điều trị khi tính liều.
Hình 2.15: Quy trình cấp liều theo cung và chuyển động của MLC trong VMAT.
Hình 2.16: Sơ đồ xử lý tính liều và tối ƣu hóa liều trong một máy tính.
Hình 2.17: Mô hình tính liều đối với kỹ thuật VMAT.
Hình 3.1: Phƣơng pháp lập kế hoạch ngƣợc.

Hình 3.2: Công cụ hỗ trợ lập kế hoạch xạ trị trong Monaco.
Hình 3.3: Giao diện Monaco khi lập kế hoạch VMAT
Hình 3.4: Mô tả cách cố định tƣ thế bệnh nhân trong mô phỏng, bệnh nhân đầu-cổ.
Hình 3.5: Hệ thống mô phỏng chụp cắt lớp.
Hình 3.6: Sơ đồ khối quy trình mô phỏng chụp cắt lớp trong hệ thống TPS.
Hình 3.7: Định nghĩa các thể tích cần quan tâm khi lập kế hoạch xạ trị.
Hình 3.8: Phân bố liều theo hình dạng MLC.
Hình 3.9: Tạo hình các phân đoạn trong Monaco.
Hình 4.1: So sánh độ bao phủ trong PTV của VMAT và IMRT.
Hình 4.2: So sánh liều tại các tổ chức nguy cấp.

7


DANH MỤC BẢNG
Bảng 1.1: Năng lƣợng và chu kỳ bán rã của một số nguồn phóng xạ sử dụng trong xạ
trị áp sát.
Bảng 1.2: Tƣơng tác của Photon theo năng lƣợng.
Bảng 2.1: Đặc tính của máy Elekta Infinity dùng trong điều trị.
Bảng 2.2: Đặc điểm MLC của hãng Elekta Infinity.
Bảng 3.1: Ngƣỡng liều dung nạp của một số cơ quan.
Bảng 3.2: Chỉ định liều cho một số cơ quan.
Bảng 4.1: Mô tả bệnh nhân áp dụng quy trình lập kế hoạch xạ trị theo kỹ thuật VMAT.
Bảng 4.2: So sánh chỉ số CI, HI, lƣợng MU và thời gian điều trị khi dùng kỹ thuật
VMAT với khi dùng kỹ thuật IMRT.
Bảng 4.3: So sánh độ bao phủ trong PTV của VMAT và IMRT.
Bảng 4.4: So sánh liều ở OAR.

8

LỜI NÓI ĐẦU
Ở Việt Nam hiện nay, xạ trị đã đƣợc sử dụng đơn thuần hoặc cùng với các
phƣơng pháp điều trị ung thƣ khác, chẳng hạn nhƣ phẫu thuật hay hóa trị. Ví dụ, một
bệnh nhân có thể đƣợc điều trị bệnh ung thƣ bằng phƣơng pháp phẫu thuật hoặc
phƣơng pháp hóa trị. Sau đó, để tiến trình điều trị đƣợc tốt hơn, có thể chỉ định với tia
xạ thêm . Sau khi phẫu thuật hoặc hóa trị, bác sĩ có thể sử dụng tia xạ để tiêu diệt bất
kỳ phần còn lại các tế bào ung thƣ và ngăn chặn nguy cơ tái phát ung thƣ (điều này còn
đƣợc gọi là liệu pháp bổ trợ).
Lĩnh vực xạ trị tại bệnh viện K đã có những sự phát triển đáng ghi nhận và đã
đóng góp rất nhiều những phƣơng pháp điều trị ung thƣ tiên tiến trên thế giới vào triểu
khai ứng dụng thành công. Cải tiến lớn trong các thiết bị điều trị tia xạ đã giúp các nhà
lâm sàng có thể chỉ định liều lƣợng cao đến các tế bào ung thƣ trong khi vẫn có thể
quyết liệt làm giảm liều lƣợng xạ phải nhận của các mô khỏe mạnh. Những cải tiến này
đã dẫn đến kiểm soát khối u có kết quả tốt hơn và giảm đáng kể các biến chứng sau
điều trị (do độc tích của tia xạ gây ra). Các tác dụng phụ thƣờng đƣợc giới hạn trong
khu vực đang đƣợc điều trị và tế bào lành hầu nhƣ luôn luôn phục hồi sau khi điều trị
đƣợc hoàn tất. Nhìn chung, trong thập kỷ qua xạ trị đã trở thành một phƣơng pháp điều
trị ung thƣ an toàn và hiệu quả cao
Đây chính là một trong những động lực chính để Bênh Viện K đầy mạnh đầu tƣ
mua sắm thiết bị xạ trị hiện đại, nhằm triển khai ứng dụng các kỹ thuật xạ trị mới ƣu
việt để giúp nâng cao chất lƣợng phục vụ ngƣời bệnh đến khám và điều trị tại bệnh
viện.
Một trong dự án mới nhất là dự án BT - 06, lắp đặt triển khai máy Elekta Infinity
của hãng Elekta sẽ đƣa vào sử dụng vào cuối tháng 5 năm 2017. Đây là thế hệ máy gia
tốc tuyến tính sự dụng trong y tế hiện đại nhất tại Việt Nam tính tại thời điểm này.

9

Theo kế hoạch, bệnh viện sẽ triển khai kỹ thuật xạ trị VMAT trên máy mới. Kỹ thuật
xạ trị VMAT hiện đƣợc biết đến nhƣ là một trong những kỹ thuật xạ trị đáp ứng cao
nhất những yêu cầu mà các bác sĩ đặt ra. Tuy nhiên kỹ thuật xạ trị VMAT cũng nhƣ
máy Elekta Infinity còn khá mới mẻ ở Việt Nam. Do đó, trong đợt thực tập tốt nghiệp
tại bệnh viện K, tôi chọn đề tài: “Xây dựng quy trình lập kế hoạch xạ trị theo kỹ thuật
VMAT trên phần mềm Monaco cho máy Elekta Infinity”.
Việc nghiên cứu tìm hiểu này giúp tôi tiếp cận gần hơn với lĩnh vữc xạ trị chuyên
sâu và tƣơng đối mới mẻ tại Việt Nam. Mục tiêu chính của đề tài là nghiên cứu tìm
hiểu kỹ thuật xạ trị VMAT và ứng dụng của kỹ thuật VMAT trong xạ trị lâm sàng.
Đồng thời xây dựng quy trình lập kế hoạch xạ trị theo kỹ thuật VMAT có thể ứng dụng
vào thực tế xạ trị tại các cơ sở xạ trị.
Với mục tiêu trên, bài báo cáo đƣợc chia thành 04 phần nhƣ sau:
Chương I: Tổng quan về xạ trị ung thư
Trình bày tổng quan về xạ trị (khái niệm, mục tiêu, cơ sở vật lý và cơ sở sinh học
của xạ trị ung thƣ)
Chương II: Xạ trị bằng máy LINAC và kỹ thuật VMAT
Khái quát cơ sở của xạ trị bằng máy gia tốc tuyến tính và tổng thể sự phát triển
của xạ trị trong thời gian gần đây, trình bày nguyên lý điều biến cƣờng độ và cấp liều
theo cung, thuật toán tối ƣu hóa cho kỹ thuật xạ trị VMAT, nhận định ƣu-nhƣợc điểm
của kỹ thuật VMAT.
Chương III: : Quy trình lập kế hoạch xạ trị theo kỹ thuật VMAT trên phần
mềm Monaco

10


Giới thiệu các hàm chức năng hỗ trợ lập kế hoạch xạ trị trong Monaco đồng thời
xây dựng quy trình lập kế hoạch xạ trị theo kỹ thuật VMAT kèm theo các lƣu ý khi lập
kế hoạch cũng nhƣ chỉ định liều cho các tổ chức cần lƣu tâm.
Chương IV: Kết quả

Trình bày kết quả kế hoạch VMAT lập đƣợc đối với 5 bệnh nhân điều trị tại bệnh
viện K đồng thời so sánh chất lƣợng kế hoạch xạ trị theo kỹ thuật VMAT so với kỹ
thuật IMRT.
Các nội dung trên sẽ đƣợc trình bày cụ thể trong bản đồ án sau đây.

11


CHƢƠNG I:
1.1.

TỔNG QUAN VỀ XẠ TRỊ

Khái niệm xạ trị
Trong giai đoạn hiện nay, khi bệnh ung thƣ ngày càng trở nên phổ biến và đa

dạng hơn cần phải có các phƣơng pháp điều trị thích hợp để hỗ trợ bệnh nhân điều trị
dứt điểm hoặc kéo dài thời gian sống. Có rất nhiều phƣng pháp điều trị đối với bệnh
nhân ung thƣ, một số phƣơng pháp phổ biến đƣợc chỉ ra ở hình 1.1. [6]
Một trong số những phƣơng pháp điều trị phổ biến đƣợc chỉ định cho bệnh nhân
mắc bệnh ung thƣ là “xạ trị”. Xạ trị là phƣơng thức điều trị ung thƣ bằng cách sử dụng
bức xạ ion hóa năng luợng cao hoặc thấp để tiêu diệt khối u.
Vai trò nổi bật của xạ trị là:
 Đối với ung thƣ giai đoạn sớm, bức xạ ion hoá cho thấy khả năng điều trị khỏi
tƣơng tự nhƣ phẫu thuật, thậm chí trong một số trƣờng hợp, xạ trị còn tỏ ra ƣu
việt hơn phẫu thuật do nó ít gây tổn thƣơng và không làm rối loạn chức năng
của cơ quan và tổ chức lân cận.
 Xạ trị có thể điều trị đƣợc một số bệnh ung thƣ mà các phƣơng pháp khác không
có khả năng can thiệp hoặc can thiệp gây ảnh hƣởng nặng nề hoặc làm mất chức
năng của các tổ chức lành xung quanh nhƣ ung thƣ vòm họng. Đồng thời giúp

giảm đau, giảm chèn ép do khối u quá lớn.
 Xạ trị không gây độc toàn thân, không gây nên những biến chứng cấp tính đe
doạ tính mạng của ngƣời bệnh.
Mục tiêu của xạ trị:
 Xạ trị tận gốc: Xạ trị đơn thuần hoặc kết hợp với các phƣơng pháp điều trị khác,
nhằm mục đích tiêu diệt hoàn toàn khối ung thƣ. Tất cả các kỹ thuật điều trị
bằng tia xạ đều nhằm đạt đƣợc liều lƣợng tối đa tại khối u và giảm thiểu liều tới
các mô lành xung quanh.
 Xạ trị dự phòng: Mục đích là để phòng ngừa tái phát hoặc di căn sau phẫu
12


thuật, sau hoá trị. Liều 30 - 60Gy.

Hình 1.1: Tỷ lệ điều trị ung thư bằng các phương pháp khác nhau tại Việt Nam
 Xạ trị hỗ trợ: Xạ trị hỗ trợ nhằm giảm thể tích khối u, biến ung thƣ ở giai đoạn
không mổ đƣợc thành mổ đƣợc, hoặc hỗ trợ cho hoá trị đạt hiệu quả.
 Liều không quá 45Gy.
 Xạ trị tạm thời, điều trị giảm nhẹ triệu chứng:
o

Giảm đau (antalgic) trong ung thƣ di căn xƣơng, gan

o Giảm áp (decompressive) trong ung thƣ di căn não, tuỷ sống, trung thất,
chèn ép tĩnh mạch chủ.
o Cầm máu trong chảy máu do ung thƣ vòm họng, amidal, bàng quang, tử
cung,...
o Giảm thể tích khối u, giảm chèn ép nhằm tạo sự thoải mái cho bệnh nhân
ở giai đoạn cuối hoặc bệnh nhân tuổi quá cao, bệnh nhân mắc các bệnh lý
khác mà các biện pháp điều trị khác không thể thực hiện đƣợc. [1],[2],[5]

Trong quá trình hình thành và phát triển, đã có nhiều phƣơng pháp xạ trị khác
nhau đƣợc ứng dụng. Xạ trị có thể đƣợc tiến hành theo 3 phƣơng pháp chính là xạ trị
13


ngoài, xạ trị áp sát, và xạ trị đồng vị phóng xạ. Trong số 3 phƣơng pháp xạ trị này thì
phƣơng pháp xạ trị ngoài (hay xạ trị nguồn ngoài) là phổ biến nhất.
Xạ trị ngoài (hay xạ trị từ xa) là phƣơng pháp sử dụng máy hoặc thiết bị phát
bức xạ (máy phát tia X, máy xạ trị Cobalt-60, máy gia tốc tuyến tính,…) để hƣớng
chùm bức xạ năng lƣợng cao vào khối u đã đƣợc xác định theo các trƣờng điều trị nhất
định.
Các thiết bị xạ trị ngoài đƣợc sử dụng có nhiều loại:
-

Các máy phát tia-X năng lƣợng 150 kV và 300 kV chủ yếu điều trị ung thƣ da
và khối u nông.

-

Máy xạ trị Cobalt-60 phát tia gamma với 2 mức năng lƣợng 1,17MeV và
1,33MeV (trung bình là 1,25MeV) điều trị hiệu quả các khối u nông.

-

Máy gia tốc phát chùm electron, photon, proton, notron... với nhiều mức năng
lƣợng.
Hiện nay, tại các cơ sở y tế lâm sàng thƣờng sử dụng các máy gia tốc tuyến tính

xạ trị LINAC phát chùm tia photon và electron, có thể điều trị hiệu quả hầu hết các loại
khối u. [6]

Xạ trị áp sát là kỹ thuật xạ trị mà khoảng cách giữa nguồn phóng xạ và các tế bào
ung thƣ là rất nhỏ. Nguồn bức xạ đƣợc đƣa vào cơ thể gần chỗ bị ung thƣ. Trƣớc đây,
xạ trị áp sát thƣờng sử dụng nguồn Radium hoặc Radon, hiện nay các nguồn đồng vị
phóng xạ nhân tạo nhƣ 137Cs, 192Ir, 198 Au, 125I, 103Pd đang đƣợc sử dụng nhiều.
Xạ trị áp sát ngày càng phát triển với các kỹ thuật mới nhờ sự ra đời của các đồng vị
phóng xạ nhân tạo, các thiết bị nạp nguồn sau (afterloading) và các thiết bị điều khiển
tự động từ xa để hạn chế và kiểm soát sự tiếp xúc của nhân viên với các nguồn phóng
xạ hoạt độ cao. Mặc dù chùm electron thƣờng đƣợc sử dụng để thay thế cho việc cấy

14


ghép kẽ, nhƣng xạ trị áp sát vẫn đóng vai trò quan trọng trong việc điều trị cả khi áp
dụng riêng rẽ hoặc kết hợp với xạ trị chùm tia ngoài. Bảng 1.1 đƣa ra đặc điểm một số
loại nguồn dùng trong xạ trị áp sát. [6]
Bảng 1 : Năng lượng và chu kỳ bán rã của một số nguồn phóng xạ
sử dụng trong xạ trị áp sát [6]
Nguồn

Năng lƣợng

Chu kỳ bán rã

(MeV)
Radium-226

0,830

1600 năm

Cesium-137

0,662

30 năm

Cobalt-60

1,25

5,26 năm

Iridium-192

0,380

74,2 ngày

Iodine-125

0,028

60,2 ngày

Gold-198

0,412

2,7 ngày

Xạ trị đồng vị phóng xạ là phƣơng pháp đƣa dƣợc chất phóng xạ vào cơ thể
nhằm phá hủy có chọn lọc các mô bệnh.
Các phƣơng pháp truyền dƣợc chất phóng xạ vào cơ thể bao gồm uống, truyền
ven, tiêm vào các xoang hoặc tiêm trực tiếp vào khối u. Các dƣợc chất phóng xạ đƣợc
điều chế đặc biệt để khi vào cơ thể sẽ bị chuyển hóa tập trung về một mô hoặc cơ quan
đích xác định. Tác dụng điều trị đạt đƣợc nhờ sự hấp thụ có chọn lọc và lƣu giữ đủ dài
chất phóng xạ trong khối u hoặc mô đích bị bệnh, làm cho tỷ lệ liều trên khối u cao hơn
so với trên mô lành.
Phƣơng pháp xạ trị đồng vị phóng xạ đã đƣợc sử dụng cách đây hơn 50 năm, hiện
các ứng dụng mới vẫn đang đƣợc tiếp tục nghiên cứu. Trong một số trƣờng hợp,

15


phƣơng pháp này phát đƣợc một liều chiếu xạ trong đến mô đích có chọn lọc cao hơn
so với phƣơng pháp xạ trị chùm tia ngoài, dễ sử dụng và có tƣơng đối ít hiệu ứng phụ.
Trên thực tế hiện nay, xạ trị trong điều trị ung thƣ chủ yếu là xạ trị ngoài. Đồ án
này sẽ tập trung đề cập đến xạ trị ngoài với việc sử dụng chùm photon phát ra từ máy
gia tốc tuyến tính xạ trị LINAC. Do đó, để thuận tiện, từ đây khi nói đến xạ trị thì sẽ
đƣợc hiểu là xạ trị ngoài. [6]
1.2.

Cơ sở xạ trị ung thư

1.2.1. Cơ sở vật lý
Trong tƣơng tác của các bức xạ với vật chất có tƣơng tác giữa electron, hạt nặng
mang điện và photon với vật chất. Vì trong khóa luận này ta dùng chùm photon để điều
trị nên việc tìm hiểu cơ bản lý thuyết về tƣơng tác giữa photon với vật chất là cần thiết.
Có 3 kiểu tƣơng tác chính của photon: hiệu ứng quang điện, tán xạ Compton, hiệu ứng
sinh cặp.[1], [4], [6]

Hiệu ứng quang điện xảy ra khi một photon đƣợc hấp thụ hoàn toàn và một
quang electron bứt ra khỏi nguyên tử. Chỗ trống trong vỏ nguyên tử nhanh chóng bị
lấp bởi electron từ lớp trên nên xuất hiện một vài tia X đặc trƣng hay electron Auger
(Hình 1.2). Trong đa số trƣờng hợp, photon của tia X đặc trƣng sẽ bị hấp thụ trong
vùng lân cận do nó gây ra một hiệu ứng quang điện khác.[4], [6]
Tán xạ Compton, còn gọi là tán xạ không kết hợp, photon va chạm và giải
phóng một electron liên kết yếu với hạt nhân. Photon truyền một phần năng lƣợng
cho electron và bị lệch khỏi phƣơng ban đầu một góc (Hình 1.3).

16


Hình 1.2: Mô tả hiệu ứng quang điện

Hình 1.3: Mô tả tán xạ Compton
Hiệu ứng tạo cặp là việc photon biến mất trong trƣờng Coulomb của hạt nhân và
một cặp electron – positron xuất hiện, chỉ xảy ra khi năng lƣợng lớn hơn 1,022 MeV.
Electron và positron mất dần động năng do ion hóa và kích thích, cho đến khi dừng lại.
Đối với positron, khi đó sẽ xảy ra sự hủy cặp do nó kết hợp với một electron tự

17


do và cả hai biến mất, 2 photon phát ra, mỗi photon có năng lƣợng khoảng 0,511 MeV,
bay ra theo hai hƣớng ngƣợc nhau (Hình 1.4). [4], [6]

Hình 1.4: Mô tả hiệu ứng tạo cặp
Đối với mỗi mức năng lƣợng của photon tới khác nhau, loại tƣơng tác đặc trƣng
cũng khác nhau. Phân loại tƣơng tác của photon theo năng lƣợng đƣợc cho trong bảng
1.2. và hình 1.5

Bảng 1.2: Phân loại tương tác theo năng lượng photon tới [6]
Năng lƣợng photon

Vai trò của tƣơng tác

< 50 keV

Hiệu ứng quang điện là chủ yếu

60 keV đến 100 keV

Hiệu ứng quang điện , tán xạ Compton

100 keV đến 1.022 MeV

Tán xạ Compton là chủ yếu

1.022 MeV đến 10 MeV

Hiệu ứng tạo cặp là chủ yếu

Năng lƣợng rất lớn

Phản ứng hạt nhân

18


Hình 1.5: Đồ thị các loại tương tác của photon theo năng lượng.
1.2.2. Cơ sở sinh học.

Năm 1943, Albert Bechem đã đƣa ra "Các nguyên tắc liều lƣợng Radium và tia
X", đây đƣợc xem là cơ sở sinh học phóng xạ trong điều trị. Khi bức xạ tác dụng lên cơ
thể sống, chủ yếu gây ra hiện tƣợng ion hoá, các cặp ion đƣợc tạo ra có khả năng phá
hoại cấu trúc phân tử của các tế bào, làm cho tế bào bị biến đổi hay bị tiêu diệt.Tác
động của bức xạ tới tế bào có thể là trực tiếp, có thể là gián tiếp qua các gốc tự do.
Trong tế bào, phần bào tƣơng ít mẫn cảm với phóng xạ, ngƣợc lại nhân tế bào mà đặc
biệt là axit nucleic (ADN) rất nhạy cảm với phóng xạ. Các bức xạ ion hoá tác động lên
tế bào theo nguyên tắc đƣợc chỉ ra ở hình 1.6. [4], [5], [6]
19


Hình 1.6: Sơ đồ tác động của bức xạ lên tế bào [2]
 Vùng tế bào có tỷ lệ tƣới máu lớn hơn sẽ nhạy cảm với tia xạ hơn.
 Tế bào không biệt hoá nhạy cảm với tia xạ hơn tế bào biệt hoá.
 Tế bào lành ít nhạy cảm với tia xạ nhất và ngƣợc lại khả năng phục hồi cao
hơn tế bào ung thƣ.
Dựa vào đặc điểm của quá trình phân bào và các điểm kiểm soát khi các bất
thƣờng trên DNA không sửa chữa đƣợc thì tế bào sẽ chết đi, ta sẽ dùng một tác nhân
nào đó làm biển đổi cấu trúc DNA của tế bào ung thƣ . Và nhƣ vậy, các tế bào ung thƣ
này dần dần sẽ bị chết đi. Một đặc điểm nữa của tế bào ung thƣ đó là nhạy cảm với các
tia bức xạ và hóa chất hơn các tế bào khỏe mạnh bình thƣờng. Điều này có nghĩa là các

20


tế bào ung thƣ rất “yếu” trong cơ chế sửa chữa những sai hỏng trên DNA so với các tế
bào bình thƣờng. Khi đƣợc chiếu xạ một liều lƣợng một cách thích hợp thì sẽ tiêu diệt
đƣợc các khối u này, nhƣng vẫn đảm bảo cho các tế bào lành có thể phục hồi. Việc này
đƣợc thực hiện bằng cách chia cả quá trình điều trị thành nhiều phân đoạn chiếu. Điều
này đảm bảo đủ về liều lƣợng tới khối u, nhƣng vẫn dành một khoảng thời gian để cho

phép các tế bào lành hồi phục hoàn toàn.
Dựa trên những đặc điểm và phản ứng của tế bào với tia xạ cũng nhƣ mục tiêu, cơ
sở của xạ trị ung thƣ, một số kỹ thuật ung thƣ đã đƣợc tiếp cận và ngày càng phát triển
ƣu việt hơn. Một trong số các kỹ thuật tiên tiến phải kể đến hiện nay là VMAT.
Nguyên lý cũng nhƣ ứng dụng của kỹ thuật VMAT sẽ đƣợc trình bày cụ thể trong các
phần sau của báo cáo.

21


CHƢƠNG II:

XẠ TRỊ TRÊN MÁY LINAC VÀ KỸ THUẬT VMAT

Trong vài thập kỷ qua máy gia tốc tuyến tính trong y tế (LINAC ) đã trở thành
loại máy chủ yếu sử dụng trong điều trị ung thƣ bằng bức xạ ion hóa. Khác với LINAC
sử dụng cho mục đích nghiên cứu vật lý ở mức năng lƣợng cao, LINAC trong y tế là
loại máy nhỏ gọn có gắn trục quay đồng tâm (isocentric) cho phép chùm bức xạ truyền
tới bệnh nhân từ các hƣớng khác nhau khi điều trị để tập trung liều trong khối u và
giảm thiểu liều vào các mô lành càng nhiều càng tốt. LINAC trong y tế là các máy gia
tốc sử dụng trƣờng vi sóng (RF) tăng tốc electron theo chu kỳ để có năng lƣợng ở dạng
động năng từ 4 MeV đến 25. Trong một máy gia tốc tuyến tính electron đƣợc tăng tốc
theo quỹ đạo thẳng trong ống dẫn sóng. Các electron chuyển động trên quỹ đạo giống
nhau, động năng đƣợc tăng thêm gấp nhiều lần; do đó, LINAC cũng đƣợc xếp vào
cùng loại với máy gia tốc theo chu kỳ giống nhƣ các máy gia tốc quỹ đạo tròn (cyclic)
tạo ra các đƣờng cong gia tốc cho hạt (ví dụ, betatron và cyclotron). Một số máy chỉ
cung cấp 01 chùm tia photon năng lƣợng trong khoảng megavoltage thấp (4 MV hay 6
MV).Một số khác cung cấp cả chùm photon và chùm electron ở mức năng lƣợng
megavoltage khác nhau. Các máy gia tốc tuyến tính điển hình hiện nay sẽ cung cấp hai
nguồn năng lƣợng photon (ví dụ, 6 MV và 15 MV) và một số chùm electron năng

lƣợng trong phạm vi từ 4 MeV đến 22 MeV. [3], [6],
2.1.

Nguyên lý hoạt động của máy gia tốc dùng trong xạ trị
Ban đầu, các electron đƣợc sinh ra do bức xạ nhiệt từ súng điện tử, do Catôt

đƣợc nung nóng. Có hai loại súng điện tử đang đƣợc sử dụng là diode và triode Các
electron sinh ra từ súng điện từ đƣợc điều chế thành các xung sau đó đƣợc phun vào
buồng gia tốc.
Buồng gia tốc có dạng cấu trúc dẫn sóng ở đó năng lƣợng cung cấp cho electron
đƣợc lấy từ bộ phát sóng siêu cao tần với tần số khoảng 3000 MHz. Bức xạ vi sóng
phát ra dƣới dạng sung ngắn. Các bức xạ này đƣợc tạo ra bởi các bộ phát tần số vi
22


sóng, đó là các “van” magnetron hoặc klystron. Klystron thƣờng đƣợc dùng với các
máy gia tốc năng lƣợng cao với năng lƣợng đỉnh là ≥5MW để gia tốc điện tử. Các
electron đƣợc phun vào ống dẫn sóng sao cho đồng bộ với xung của bức xạ vi sóng để
chúng có thể đƣợc gia tốc. Hệ thống ống dẫn sóng và súng electron đƣợc hút chân
không nhằm giúp các electron đƣợc gia tốc có thể chuyển động trong đó mà không bị
va chạm với nguyên tử khí. Có hai cách gia tốc các điện tử: một là gia tốc theo nguyên
lý sóng đứng, hai là gia tốc theo nguyên lý sóng ngang.
Chùm electron đƣợc gia tốc trong buồng gia tốc có xu hƣớng phân kỳ và không
chuyển động chính xác dọc theo trục. Có nhiều nguyên nhân gây ra hiện tƣợng này. Đó
là do lực đẩy Coulomb 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 điện từ trƣờng ngoài, … Do đó, chùm electron sau khi gia tốc phải đƣợc lái
một cách chủ động. Trƣớc hết sử dụng một điện trƣờng hội tụ đồng trục để hội tụ chùm
tia theo quỹ đạo thẳng. Sau đó các cuộn lái tia tạo ra từ trƣờng tác dụng lực lên các
electron để dẫn chùm tia đi đúng theo hƣớng ống dẫn sóng từ đó hƣớng ra ngoài theo

đƣờng cong nào đó hoặc đƣợc uốn để hƣớng đến bia tạo tia X. Sơ đồ nguyên lý của
máy gia tốc tuyến tính dùng trong xạ trị đƣợc đƣa ra ở hình 2.1.
Khi máy gia tốc ở chế độ phát chùm electron thì chùm electron đƣợc đƣa trực tiếp
vào đầu điều trị qua một cửa sổ nhỏ. Sau đó đƣợc tán xạ trên các lá tán xạ hoặc đƣợc
một từ trƣờng quét ra trên một diện rộng theo yêu cầu của hình dạng, diện tích trƣờng
chiếu trong các trƣờng hợp điều trị cụ thể. Chùm tia đƣợc tạo hình dạng bằng các bộ
lọc phẳng, nêm, collimator sơ cấp, thứ cấp. Liều lƣợng đƣợc kiểm soát bằng hệ thống
buồng ion hóa (ion chamber) ở cửa ra của đầu điều trị.
Còn nếu chế độ phát tia X thì chùm electron đã đƣợc gia tốc lại đƣợc uốn theo
một đƣờng cong đã thiết kế để đập vào bia. Chùm electron có động năng lớn xuyên sâu
vào bia, tƣơng tác với các nguyên tử vật chất và bị hãm lại, phát ra tia X năng lƣợng
23


cao. Phổ năng lƣợng của tia X phát xạ và suất liều bức xạ phụ thuộc vào mức năng
lƣợng của điện tử, số nguyên tử, bề dày bia và chất liệu dùng làm bia. Chùm tia X phát
ra cũng đƣợc kiểm soát về liều lƣợng, đƣợc định dạng phù hợp. [3], [6], [31], [32]

Hình 2.1: Sơ đồ nguyên lý của một máy gia tốc tuyến tính.
Hầu hết các máy gia tốc xạ trị hiện nay đều có cả hai chế độ phát chùm photon và
electron. Do đó, về cơ khí đƣợc chế tạo phù hợp để thay đổi cơ chế từ chế độ này sang
chế độ khác một cách linh hoạt. Ví dụ nhƣ bia tia X có thể đƣa ra khi sử dụng chế độ
phát tia X và đƣợc rút vào khi phát chùm electron. Trong quá trình hoạt động, khi hãm
chùm electron, bia tia X bị nóng lên, do đó cần có hệ thống làm nguội bằng nƣớc. [34]
Với mục đích điều trị, máy gia tốc đƣợc thiết kế cơ khí chuyển động linh hoạt
nhƣ cần máy và giƣờng điều trị. Các hệ hống này đều đƣợc kiểm soát an toàn bằng một
24


chuỗi khóa liên động điện, cơ khí, nhiệt độ, áp suất và kiểm soát chùm bức xạ với

nhau.
Dựa theo nguyên lý này các hãng sản xuất sẽ thiết kế các máy gia tốc y tế tùy theo
biến thể thƣơng mại mà các máy khác nhau. Tuy nhiêu, yếu tố quyết định các biến thể
này phụ thuộc vào năng lƣợng cuối cùng mà chùm điện tử cần đƣợc gia tốc mà nhà sản
xuất mong muốn đạt tới.
MU là một đơn vị tính liều đầu ra cho máy LINAC. LINAC đã đƣợc hiệu chỉnh để
đƣa ra liều 1cGy tại khoảng cách SAD là 100cm với độ sâu tƣơng ứng với Dmax, trƣờng
chiếu 10x10cm. Liều hiệu chỉnh nhƣ vậy đƣợc gọi là 1 MU. [34]
Có hai cách xác định MU, các thông số cũng nhƣ cách bố trí hình học của các thông
số đƣợc thể hiện trong hình 2.2. [34]
Cách 1: tính MU theo SSD
(2.1)
Nếu sử dụng tấm chèn (tray) hoặc nêm (wedge), cần thêm và các hệ số tray (TF)
hoặc hệ số wedge (WF) vào mẫu số.
(2.2)

(

)

(2.3)

trong đó:
TD: tỷ số liều;

t0: độ sâu quy chiếu;

K: 1 cGy/MU;

Sc: hệ số tán xạ Collimator;

25