Luận văn Xác định phân bố liều bức xạ photon ở lối ra của máy gia tốc primus – siemens dùng trong xạ trị

BỘ GIÁO DỤC VÀ ĐÀO TẠO TRƯỜNG ĐẠI HỌC SƯ PHẠM THÀNH PHỐ HỒ CHÍ MINH ------------------------- NGUYỄN THỊ THU HÀ XÁC ĐỊNH PHÂN BỐ LIỀU BỨC XẠ PHOTON Ở LỐI RA CỦA MÁY GIA TỐC PRIMUS – SIEMENS DÙNG TRONG XẠ TRỊ LUẬN VĂN THẠC SĨ VẬT LÝ Thành phố Hồ Chí Minh - 2010 LỜI CẢM ƠN Sau một thời gian thực hiện, Bản Luận văn “Xác định phân bố liều bức xạ photon ở lối ra của máy gia tốc Primus Siemen dùng trong xạ trị” đã được hoàn thành Với tình cảm đặc biệt chân thành, em xin bày tỏ lòng biết ơn sâu sắc đến PGS.TS. Bùi Văn Loát - Trường Bộ môn Vật Lý Hạt nhân - trường Đại học Khoa Học Tự Nhiên Hà Nội, thầy đã tận tình, trực tiếp hướng dẫn, chỉ bảo em trong suốt quá trình thực hiện Luận Văn này. Em cũng xin chân thành cảm ơn tập thể cán bộ, nhân viên trong khoa Xạ Trị bệnh viện K- 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, khoa KHCN - Sau Đại học Trường Đại học Sư Phạm Thành phố Hồ Chí Minh đã tận tình giảng dạy, chỉ dẫn em trong quá trình học tập tại trường. Em cũng xin 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 đề tài. 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. T.P. Hồ Chí Minh, tháng 8 năm 2010 Học viên Nguyễn Thị Thu Hà MỞ ĐẦU Ngay sau khi khám phá ra tia X của Roentgen năm 1895, 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 năm mươi 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 điều trị từ xa Cobalt- 60 của H.E. Johns vào đầu những năm năm mươi của Thế kỉ XX đã tạo nên bước phát triển lớn trong việc tìm kiếm những nguồn photon năng lượng lớn hơn và thiết bị 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 Cobalt- 60. Cho đến nay máy gia tốc dùng trong xạ trị đã phát triển qua năm thế hệ với độ phức tạp ngày càng tăng và trở thành nguồn bức xạ được sử dụng rộng rãi nhất trong kỹ thuật xạ trị hiện đại hiện nay. 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 megevolt 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 chỉnh năng lượng của chùm electron và photon phát ra và kiểm soát được liều và suất liều phát ra. Hiện nay bệnh ung thư đang là một trong những bệnh nguy hiểm với mức độ phát triển rất nhanh trên thế giới nói chung và ở Việt Nam nói riêng. Do đó, việc chẩn đoán và điều trị ung thư có vai trò vô cùng quan trọng trong chương trình Phòng chống ung thư ở mọi quốc gia. Và việc trang bị thiết bị điều trị, lựa chọn phác đồ, phương pháp điều trị thích hợp là rất cần thiết. Có ba phương pháp điều trị ung thư cơ bản - các phương pháp này có thể áp dụng riêng rẽ hoặc kết hợp với nhau để đạt hiệu quả điều trị cao nhất:  Phẫu thuật  Xạ trị  Hóa trị Trong đó xạ trị là một phương pháp rất hiệu quả, đã và đang phát triển trên toàn thế giới và tại Việt Nam. Xạ trị có thể được thực hiện điều trị đơn thuần hoặc kết hợp với phẫu thuật và hóa trị để loại bỏ hoàn toàn khối u, góp phần làm giảm các triệu chứng đau đớn trên cơ thể người bệnh. Phương pháp xạ trị hiện đại và phổ biến trên thế giới hiện nay là xạ trị chiếu ngoài sử dụng máy gia tốc tuyến tính – đây là phương pháp rất hữu hiệu trong điều trị ung thư. Tháng 1 năm 2001, Bệnh viện K- Hà Nội được trang bị hệ thống máy gia tốc tuyến tính Primus thế hệ mới nhất với nhiều ưu điểm nổi bật của hãng Siemens - một trong những hãng sản xuất thiết bị y tế tốt nhất thế giới. Hiện nay trên cả nước đã có thêm một số cơ sở khác cũng đã sử dụng máy gia tốc trong xạ trị trị như bệnh viện Bạch Mai, Bệnh viện Chợ Rẫy, Bệnh viện Đa khoa Đà Nẵng…Phương pháp xạ trị từ xa sử dụng máy gia tốc hiện đang có xu hướng phát triển mạnh ở nước ta. Một trong các nguyên tắc cần phải đảm bảo trong điều trị bằng tia xạ nói chung và xạ trị bằng chùm photon phát ra từ máy gia tốc nói riêng là liều bức xạ phải tập trung và đồng đều tại khối u và giảm thiểu tối đa liều tại các tổ chức lành bao quanh khối u. Để có thông tin chính xác trong việc tính toán liều chiếu và hình học chiếu cần phải biết dạng phân bố liều chiếu tại khu vực xung quanh khối u. Xác định liều hấp thụ và phân bố liều của chùm bức xạ phát ra từ máy xạ trị là việc làm hằng tuần của các kỹ sư Vật Lý trong Khoa Xạ Trị tại các cơ sở y tế có điều trị ung thư bằng tia phóng xạ. Ngoài ra kết quả thu được về phân bố của liều chiếu của chùm bức xạ photon phát ra từ máy gia tốc cho biết rõ hơn cơ chế tương tác của electron với vật chất và cơ chế sinh bức xạ hãm khi chùm electron được gia tốc tương tác với vật chất. Để nâng cao hiệu quả việc điều trị bệnh ung thư bằng chùm photon phát ra từ máy gia tốc electron, ở đầu ra của máy gia tốc xạ trị, người ta sử dụng colimator đa lá để định dạng kích thước của chùm bức xạ photon và gạt bỏ phần phổ bức xạ hãm có năng lượng thấp. Vì vậy, 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. Cụ thế đối với máy gia tốc xạ trị ở Bệnh viện K, chế độ phát chùm photon có 2 mức ứng với thế gia tốc là 6 MV và 15MV, tương ứng ta thu được chùm photon 6MV và 15MV. Bản Luận văn: “ Xác định phân bố liều bức xạ photon ở lối ra của máy gia tốc PRIMUS - Siemens dùng trong xạ trị” có nhiệm vụ: - Tìm hiểu cơ chế tương tác của chùm bức xạ photon với vật chất và ứng dụng của bức xạ photon trong điều trị bệnh ung thư. - Tìm hiểu cơ chế sinh bức xạ hãm khi chùm electron được gia tốc tương tác với bia nặng và đặc điểm chùm bức xạ photon phát ra từ máy gia tốc tuyến tính PRIMUS dùng trong xạ trị tại Bệnh viên K. - Xác định bằng thực nghiệm phân bố liều hấp thụ của chùm bức xạ photon năng lượng 6 MV và 15 MV tại điểm cách bia (nguồn) 100cm, ứng với vị trị bệnh nhân nằm điều trị với kích thước trường chiếu khác nhau, từ đó đánh giá sự đồng liều hấp thụ tại khối u. Ngoài phần mở đầu và kết luận, Bản Luận văn được chia thành ba chương: Chương 1: Phương pháp xạ trị dùng tia gamma. Chương này trình bày cơ sở vật lý và sinh học của xạ trị dùng bức xạ photon, quá trình tương tác của bức xạ photon với vật chất và với các cơ thể sống, tác dụng sinh học của bức xạ, các đơn vị đo liều lượng bức xạ. Chương 2: Máy gia tốc Primus- Siemens dùng trong xạ trị. Chương này trình bày ngắn gọn về nguyên lý hoạt đồng và sơ đồ cấu tạo của máy gia tốc dùng trong xạ trị, cơ chế lấy chùm bức xạ photon từ máy gia tốc electron để phục vụ việc điều trị bệnh ung thư. Chương 3: Xác định bằng thực nghiệm: - Phân bố liều chiếu bức xạ photon theo khoảng cách. - Phân bố liều của chùm bức xạ photon năng lượng 6 MV và 15 MV trên các mặt phẳng vuông góc với trục của chùm bức xạ ở ngoài không khí và trong phantom, từ đó đánh giá sự đồng liều hấp thụ tại khối u. - Xây dựng đường cong liều sâu phần trăm hay đồ thị phân bố liều hấp thụ tương đối theo chiều sâu trong phantom nước, từ đó thấy hiệu quả của việc điều trị các khối u sâu dùng chùm photon. CHƯƠNG 1 PHƯƠNG PHÁP XẠ TRỊ DÙNG TIA GAMMA 1.1 . TƯƠNG TÁC CỦA ELECTRON VỚI VẬT CHẤT Khi chùm bức xạ bêta đi trong môi trường chúng tương tác với các nguyên tử của môi trường và mất dần năng lượng của mình do hai quá trình chủ yếu là ion hóa do va chạm và phát bức xạ hãm. Sự mất năng lượng do va chạm là kết quả tán xạ không đàn hồi của bức xạ bêta với electron nguyên tử của môi trường. Khác với hạt nặng tích điện, bức xạ bêta có khối lượng bằng khối lượng electron, do đó sau mỗi lần tương tác với electron nguyên tử của môi trường, hạt bêta có thể mất phần lớn năng lượng của mình. Ngoài ra, góc tán xạ biến đổi từ 00 đến 1800. Đường đi của hạt bêta trong môi trường là đường zic-zắc. Trên đường đi năng lượng của bức xạ bêta giảm dần nên vận tốc của nó cũng giảm dần. Hạt bức xạ bêta chuyển động có gia tốc. Bức xạ bêta chuyển động có gia tốc trong trong trường Coulomb của hạt nhân và trường Coulomb của electron. Theo điện động lực học cổ điển, bức xạ bêta sẽ phát bức xạ hãm. Xác suất phát bức xạ hãm càng lớn khi khối lượng của hạt càng nhỏ, năng lượng càng lớn và nguyên tử số của môi trường càng tăng. Độ mất mát năng lượng riêng do phát bức xạ trên một đơn vị đường đi của bức xạ bêta được [6] xác định theo công thức sau : radCoul dx dE dx dE dx dE        Trong đó    dx dE , Couldx dE    , raddx dE    tương ứng là độ mất mát năng lượng tổng cộng, độ mất mát năng lượng do ion hóa và do phát bức xạ hãm tính trên một đơn vị đường đi. Tùy theo năng lượng của bức xạ bêta và nguyên tử số của môi trường các quá trình mất mát năng lượng do ion hóa hoặc do phát bức xạ hãm thể hiện ở mức độ khác nhau. 1.1.1. Sự mất mát năng lượng của bức xạ bêta do ion hóa và kích thích môi trường Khi đi trong môi trường, do tương tác Coulomb với các electron của nguyên tử môi trường, hạt bêta truyền năng lượng của mình cho các electron. Nếu eletron nhận được năng lượng lớn hơn thế năng ion hóa, nó sẽ bay ra khỏi nguyên tử, kết quả một cặp ion-electron được tạo thành. Nguyên tử bị ion hóa. Ngược lại nếu năng lượng mà electron nhận được nhỏ hơn thế năng ion hóa của nguyên tử, electron nhảy lên mức năng lượng cao hơn. Quá trình này gọi là sự kính thích nguyên tử môi trường. (1.1) Sau mỗi lần tán xạ không đàn hồi của electron, nó có thể mất một phần đáng kể năng lượng của mình. Do khối lượng của bêta bằng khối lượng của electron, nên sau mỗi lần va chạm, xác suất để bức xạ bêta mất một nửa năng lượng của mình là lớn nhất. Độ mất mát năng lượng của bức xạ bêta trên một đơn vị đường đi được [6] xác định theo công thức Bethe-Bloch:        Z CkP cm kk A ZcmrN dx dE V e eeA Col  )()/1(2 )1(ln1.......2 2 2 2 22 trong đó: NA là số Advogadro, re, me là bán kính cổ điển tính ra cm và khối lượng của electron; Z, A là điện tích và số khối của môi trường,  là mật độ khối của môi trường; c v với v là vận tốc của hạt bêta và c là vận tốc ánh sáng, k là động năng của hạt bêta tính trong đơn vị mec2, , Cv là hệ số hiệu chỉnh hiệu ứng mật độ và hiệu ứng vỏ; F(k) là hàm của động năng. Hàm F(k) có dạng sau: 2 2 2 )1( 2ln).12( 81)(    k kk kF  Với bức xạ bêta có năng lượng xác định, độ mất năng lượng trên một đơn vị đường đi tỉ lệ thuận với mật độ của môi trường. Với môi trường xác định, độ mất mát năng lượng trên một đơn vị đường đi giảm dần, sau đó đạt giá trị hầu như không đổi. Khi năng lượng của bức xạ bêta nhỏ, sự mất mát năng lượng do phát bức xạ hãm nhỏ hơn độ mất mát năng lượng do ion hóa. Tuy nhiên khi năng lượng của bức xạ bêta tăng, độ mất mát năng lượng do ion hóa và kích thích môi trường giảm dần, còn độ mất mát năng lượng do phát bức xạ hãm tăng dần. Đến giá trị năng lượng đủ lớn, độ mất mát năng lượng của bức xạ bêta do phát bức xạ hãm chiếm ưu thế. 1.1.2. Độ mất mát năng lượng của bức xạ bêta do phát bức xạ hãm Khi chuyển động trong điện trường của hạt nhân, bức xạ bêta có thể thu được một gia tốc lớn. Gia tốc của hạt tích điện thu được tỉ lệ với điện tích của hạt nhân và tỉ lệ nghịch với khối lượng của nó. Theo điện động lực học cổ điển, khi một hạt tích điện chuyển động có gia tốc, thì nó sẽ phát ra bức xạ điện từ, được gọi là bức xạ hãm. Phổ bức xạ hãm là phổ liên tục, có năng lượng từ 0 đến năng lượng cực đại bằng năng lượng của hạt tích điện . Độ mất mát năng lượng do phát bức xạ hãm trên một đơn vị đường đi được [6] xác định theo công thức :        )( 3 1 . 2ln.....4 2 022 0 Zfcm ErZEN dx dE e e rad  (1.2) (1.3) (1.4) trong đó N là số nguyên tử môi trường trong một đơn vị thể tích; E0 là động năng của electron, 137 1 là hằng số cấu trúc tinh tế, me là khối lượng nghỉ của electron; Z là điện tích của hạt nhân. Độ mất mát năng lượng do phát bức xạ hãm tăng theo hàm logarit tự nhiên của năng lượng. Khi năng lượng tăng độ mất mát năng lượng do phát bức xạ hãm tăng theo, trong khi đó, độ mất mát năng lượng do ion hóa hầu như không đổi. Khi năng lượng của electron cỡ vài MeV trở lên, mối liên hệ giữa độ mất mát năng lượng do phát bức xạ hãm và do ion hóa được xác định theo công thức sau: 800 EZ dx dE dx dE col rad        Từ công thức (1.2) và (1.4) nhận thấy, độ mất mát năng lượng trên một đơn vị đường đi của electron phụ thuộc vào nguyên tử số của chất hấp thụ. Với một môi trường hấp thụ cho trước, khi năng lượng nhỏ, độ mất mát năng lượng do ion hóa và kích thích môi trường chiếm ưu thế, tại đó, tỉ số giữa độ mất mát năng lượng do phát bức xạ hãm và do ion hóa nhỏ hơn đơn vị. Khi năng lượng tăng, tỉ số này tăng dần. Đến một giá trị năng lượng gọi là năng lượng tới hạn Ec khi đó độ mất mát năng lượng do phát bức xạ hãm bằng độ mất mát năng lượng do ion hóa. Tại năng lượng tới hạn E=EC, ta có: colrad dx dE dx dE      Năng lượng tới hạn Ec phụ thuộc vào điện tích của hạt nhân hay chính xác phụ thuộc vào nguyên tử số của môi trường. Từ biểu thức (1.5) nhận thấy: Nguyên tử số của môi trường càng lớn, năng lượng tới hạn càng giảm. Năng lượng tới hạn được [6] xác định theo công thức: MeV Z EC 2,1 800  Khi năng lượng của electron lớn hơn nhiều năng lượng tới hạn, sự mất mát năng lượng của nó chủ yếu do phát bức xạ hãm. Để đặc trưng cho khả năng hãm bức xạ bêta của môi trường người ta đưa ra khái niệm chiều dài bức xạ của môi trường. Chiều dài làm chậm bức xạ của một chất là khoảng cách mà năng lượng của electron giảm đi hệ số 367,01  e do phát bức xạ hãm. Chiều dài bức xạ của một chất phụ thuộc vào nguyên tử số và số khối của nó. Chiều dài bức xạ kí hiệu là X0 được xác định theo công thức [6 ]: )/( 287ln).1.( .4,716 2cmg Z ZZ AX o     (1.5) (1.6) (1.7) (1.8) trong đó Z là nguyên tử số, A là số khối của nguyên tử môi trường. Đối với môi trường phức tạp nhiều thành phần, chiều dài làm chậm bức xạ của môi trường được xác định theo chiều dài làm chậm bức xạ của tất cả các thành phần có trong môi trường theo công thức sau:    n i iM i i o XA Aq X 1 1.1 trong đó: Xo là chiều dài làm chậm bức xạ của môi trường phức tạp; Xi là chiều dài làm chậm bức xạ của môi trường chỉ có nguyên tử có số khối Ai ; qi là hàm lượng của nguyên tử có số khối Ai;    n i iM AA 1 là số khối hiệu dụng của môi trường. Khi đi trong môi trường do tương tác của electron với vật chất, năng lượng của nó giảm dần. Khi năng lượng của electron lớn hơn năng lượng tới hạn, độ mất mát năng lượng của electron chủ yếu do phát bức xạ hãm. Sự thay đổi năng lượng trung bình E như là một hàm của đường đi x của electron trong môi trường, được xác định theo công thức sau:     o o X xEE exp. trong đó E0, X0 lần lượt là năng lượng ban đầu của bức xạ bêta và chiều dài bức xạ của môi trường. 1.1.3. Các đặc trưng của bức xạ hãm Trong nguyên lí của máy gia tốc dùng xạ trị, khi máy ở chế độ phát tia X, chùm electron sau khi đã gia tốc được lái đến đập vào bia làm phát ra bức xạ hãm (tia X ). Với mục đích đó, năng lượng của chùm hạt phải lớn hơn năng lượng tới hạn rất nhiều để phần động năng truyền cho electron phần lớn chuyển thành năng lượng của bức xạ hãm. Mặt khác, bia phát bức xạ hãm cũng phải cấu tạo sao cho năng suất phát bức xạ hãm là tối ưu. Từ công thức (1.7) cho thấy năng lượng tới hạn tỉ lệ nghịch với nguyên tử số của môi trường. Mặt khác từ công thức (1.8) nhận thấy chiều dài làm chậm bức xạ giảm khi nguyên tử số của môi trường tăng. Do đó, người ta sử dụng các bia nặng, tức là các bia là các nguyên tố có nguyên tử số lớn, để làm bia phát bức xạ. Từ công thức (1.10) ta thấy sự mất mát năng lượng của chùm hạt electron tỉ lệ với chiều dài đường đi của nó trong môi trường vật chất, hay năng suất hãm sẽ tăng khi bề dày bia tăng. Tuy nhiên, kết quả thực nghiệm cho thấy rằng khi bề dày bia tăng sẽ kéo theo nhiều hiệu ứng không mong muốn. Khi bề dày bia quá lớn, năng lượng của hạt electron bị mất mát không do phát bức xạ tăng lên. Mặt khác, các photon của bức xạ sinh ra sẽ bị hấp thụ một phần ngay bên trong bia. Trong các bia có bề dày lớn hơn chiều dài bức xạ thì chùm electron năng lượng cao chuyển động trong đó sẽ tạo ra hiện tượng mưa rào thác lũ electron - photon làm cho việc tính toán phân bố của chùm tia (1.9) (1.10) tạo ra rất rắc rối, khó thực hiện được. Do đó, bề dày bia phải được tính toán thật phù hợp. Một bia hãm phù hợp nhất là bia cho lượng bức xạ hãm lớn nhất ở một năng lượng xác định của electron tới. Khi nghiên cứu sự phụ thuộc của năng suất hãm bức xạ vào bề dày của các bia nặng với mỗi giá trị năng lượng xác định của electron, về cơ bản có thể biểu diễn bằng đường cong có dạng như hình 1.1. Từ đồ thị ta thấy trên đường cong có một đỉnh cực đại. Như vậy, với mỗi chất liệu làm bia, tại một giá trị năng lượng electron xác định có một giá trị bề dày để năng suất hãm bức xạ đạt giá trị lớn nhất. Giá trị đó chính là bề dày tối ưu của bia hãm bức xạ bêta. Giá trị này được tìm từ thực nghiệm. Người ta thấy rằng với electron có năng lượng trong khoảng 5 MeV đến 30 MeV thì các bia nặng có bề dày tối ưu để hãm bức xạ là bằng khoảng 0,3 lần chiều dài bức xạ của nó. 0.01 0.1 1 10 0.0 0.2 0.4 0.6 0.8 1.0 1.2 1.4 g p ¸ ( g E e=17 MeV Hình 1.1: Sự phụ thuộc của năng suất hãm vào bề dày bia Au ( với mức năng lượng Ee= 17MeV) Năng suất hãm bức xạ của bia còn phụ thuộc mạnh vào năng lượng của chùm electron. Đối với các bia làm bằng nguyên tố nặng, năng suất hãm được [6] xác định bằng công thức : 63.2.82 oEP  (1.11) trong đó Eo là năng lượng ban đầu của electron. Nói chung bề dày tối ưu của một bia hãm bức xạ thường nhỏ hơn quãng chạy của electron trong môi trường đó. - 8 - 6 - 4 - 2 0 2 4 6 0 2 4 6 8 1 0 Hình 1.2. Sự phụ thuộc của cường độ trung bình của bức xạ hãm tạo bởi chùm electron 25MeV từ bia Ta có bề dày 4mm vào góc phát xạ. Từ thực nghiệm, người ta xác định được phân bố theo góc phát xạ của bức xạ hãm. Từ hình trên ta nhận thấy cường độ trung bình của bức xạ hãm đạt cực đại tại góc phát xạ 0o. 1.2. TƯƠNG TÁC CỦA BỨC XẠ PHOTON VỚI VẬT CHẤT Khi chùm photon có năng lượng lớn đi trong môi trường vật chất, chúng tương tác với môi trường thông qua các hiệu ứng: hiệu ứng tán xạ, hiệu ứng hấp thụ quang điện, hiệu ứng tạo cặp và quang hạt nhân. Các hiện tượng này có xảy ra hay không hoặc xảy ra với mức độ nào phụ thuộc vào năng lượng của photon và nguyên tử số của môi trường mà nó đi qua. Phương pháp xạ trị sử dụng chùm photon với mức năng lượng lớn nhất là 15 MeV nên ta chỉ quan tâm tới các hiệu ứng hấp thụ quang điện, tán xạ Compton và hiện tượng tạo cặp. 1.2.1. Hiện tượng hấp thụ quang điện Khi năng lượng của bức xạ photon lớn hơn thế năng ion hóa nguyên tử, hiện tượng tán xạ Rayleigh không còn, xác suất xảy ra hiện tượng hấp thụ quang điện bắt đầu tăng. Mỗi photon đến bị hấp thụ toàn bộ bởi một nguyên tử. Năng lượng này được truyền toàn bộ cho một electron của nguyên tử. Electron nhận được năng lượng lớn hơn thế năng ion hóa của nó, nên nó bị bứt ra khỏi nguyên tử. Electron trên được gọi là quang electron. Một phần năng lượng để thắng thế năng ion hóa, phần còn lại biến thành động năng chuyển động của quang electron. Để xảy ra hiện tượng hấp thụ quang điện đối với một electron nằm ở lớp nào đó của nguyên tử thì năng lượng của photon bị hấp thụ phải lớn hơn thế năng ion hóa của lớp đó. Xác suất xảy ra hấp thụ quang điện được đặc trưng bằng tiết diện hấp thụ quang điện trên một nguyên tử a (cm2). Người ta gọi xác suất xảy ra hiện tượng quang điện trên một đơn vị thể tích môi trường chất hấp thụ là hệ số suy giảm tuyến tính của môi trường đối với hiệu ứng quang điện, ký hiệu kq , được [6] tính bằng công thức: e- Tia X đặc trưng e- quang điện Tia gamma tới Hình 1.3. Sơ đồ hiệu ứng hấp thụ quang điện a A A q M Nk  .. trong đó:  là mật độ môi trường; MA: nguyên tử gam chất hấp thụ; NA: số Avôgađrô. Mặt khác, để đặc trưng cho khả năng hãm bức xạ của một môi trường, người ta thường dùng hệ số suy giảm khối. Hệ số suy giảm khối của một môi trường đối với hiệu ứng quang điện được tính như sau:  q q k Từ hai công thức trên ta rút ra được công thức tính hệ số suy giảm khối do hấp thụ quang điện của một môi trường theo hệ số suy giảm tuyến tính theo công thức: a A A q M N  . Người ta còn tính được hệ số hấp thụ quang điện trên một nguyên tử phụ thuộc vào năng lượng photon tới và nguyên tử số của môi trường theo công thức [6]: 3 94,3 2310.01,5  Z a  3 3,4 2410.62,1  Z a  trong đó Z là nguyên tử số của môi trường; IK và IL là thế năng ion hóa của lớp K và lớp L của nguyên tử môi trường. Từ hai công thức trên ta thấy khi Z càng lớn thì hệ số hấp thụ quang điện càng lớn. Nghĩa là hiện tượng quang điện xảy ra mạnh với với các chất có nguyên tử số lớn hay các nguyên tố nặng. Mặt khác, khi năng lượng của bức xạ photon tăng thì tiết diện hấp thụ quang điện giảm theo hàm E- 3. 1.2.2. Tán xạ Compton Theo sự tăng năng lượng của bức xạ photon, khi tiết diện xảy ra hấp thụ quang điện giảm thì tiết diện tán xạ Compton tăng lên. Khi đó, đây là quá trình chủ yếu làm suy giảm năng lượng của bức xạ photon đi trong môi trường vật chất. Tán xạ Compton là quá trình tán xạ không đàn hồi của photon với các electron tự do hoặc electron liên kết yếu trong nguyên tử của môi trường. Trong quá trình tán xạ Compton, photon tới truyền một phần năng lượng của mình cho electron và bị tán xạ theo hướng tạo với phương tới một Khi E > IK Khi IK> E >IL (1.12) ( 1.13 ) ( 1.14 ) ( 1.15 ) ( 1.16 ) góc nào đó gọi là góc tán xạ. Kết quả là electron tán xạ nhận được một năng lượng giật lùi và năng lượng của chùm photon thì bị giảm đi. Hình 1.4. Sơ đồ hiện tượng tán xạ Compton Tán xạ Compton xảy ra mạnh khi năng lượng của bức xạ photon lớn hơn nhiều so với năng lượng liên kết của electron. Khi năng lượng của bức xạ photon tăng, các electron tán xạ bay theo hướng ưu tiên về phía trước (nghĩa là góc tán xạ nhỏ). Năng lượng của bức xạ photon tán xạ phụ thuộc vào góc tán xạ và năng lượng của bức xạ photon tới theo công thức [6]: )cos1.(1  k EE ttx trong đó Etx là năng lượng của bức xạ photon tán xạ; Et là năng lượng của bức xạ photon tới;  là góc tán xạ của photon; k là năng lượng tương đối của bức xạ photon tới. Vì tán xạ Compton xảy ra trên electron tự do, nên năng lượng của bức xạ photon tán xạ không phụ thuộc vào chất tán xạ mà chỉ phụ thuộc vào năng lượng của bức xạ gamma tới và góc tán xạ. Khi xảy ra tán xạ, photon bị tán xạ có thể bay theo góc tán xạ bất kỳ, nhưng xác suất tán xạ theo một góc nào đó lại phụ thuộc vào năng lượng của bức xạ photon tới và góc tán xạ. Đối với năng lượng của bức xạ photon nhỏ, phân bố góc của bức xạ có tính đối xứng qua góc tán xạ 90o . Năng lượng của bức xạ photon càng tăng thì các bức xạ photon tán xạ càng có xu hướng ưu tiên về phía trước. Khi lượng tử photon bị tán xạ với một góc nhỏ thì năng lượng của nó thay đổi không đáng kể, lúc đó electron bay theo phương gần vuông góc với nó. Khi lượng tử gamma bị tán xạ với góc 180o thì electron bay ra theo về phía trước với động năng cực đại. Xác suất tán xạ Compton theo mọi hướng trên một electron gọi là xác suất tán xạ Compton toàn phần trên một electron được tính theo công thức [6 ]: 22 23 3 2 2 )21( 28)21ln( 2 22.2 kk kkkk k kkroe    ( 1.17 ) ( 1.18) trong đó ro là bán kính cổ điển, bằng 2,82.10-13cm. Trong nguyên tử có Z electron, tiết diện tán xạ Compton trên một nguyên tử được xác định theo công thức: ea Z  . (1.19) Hệ số suy giảm khối của quá trình tán xạ Compton được tính bằng công thức: CAaAAC A ZNMN     )/( trong đó, Z và MA là nguyên tử số và nguyên tử lượng của chất tán xạ; NA là số Avôgađrô. 1.2.3. Hiện tượng tạo cặp Khi năng lượng của photon tiếp tục tăng và lớn hơn 1,022MeV, khi photon đi trong vật chất có thể xảy ra hiện tượng tạo cặp. Hiện tượng tạo cặp chỉ xảy ra trong trường Coulomb của hạt nhân hoặc một electron, trong đó năng lượng của photon được biến đổi hoàn toàn thành các hạt vật chất. Hình 1.5. Hiệu ứng tạo cặp Xét quá trình tạo cặp xảy ra trong trường Coulomb của một hạt nhân. Khi một photon năng lượng cao bay vào trong trường Coulomb của hạt nhân nó bị hấp thụ hoàn toàn, tạo ra một cặp electron và positron ( e+, e-). Theo định luật bảo toàn năng lượng, ta có:     22 222 )(..2 ... cMMKTcm KcMTTcmmcM oe eeeeo e      trong đó me-, me+ là khối lượng nghỉ của electron và pozitron và chúng có giá trị bằng nhau, T là tổng động năng của cặp e+,e-; Movà M là khối lượng của hạt nhân trước và sau khi tạo cặp; K là động năng giật lùi của hạt nhân. Do T, K là các đại lượng không âm và MM0, nên ta có: MeVcmo 022,1..2 2  Từ đó có thể thấy năng lượng nhỏ nhất của lượng tử gamma để có thể xảy ra hiện tượng tạo cặp trong trường Coulomb của hạt nhân là 1,022 MeV. Năng lượng này gọi là ngưỡng tạo cặp trong trường Coulomb của hạt nhân. ( 1.20) ( 1.21) ( 1.22 ) Người ta xác định tiết diện tạo cặp trong trường Coulomb của hạt nhân bằng phương pháp thực nghiệm, thu được công thức tính gần đúng như sau:  ln.~ 2Ztc trong đó, Z là nguyên tử số của môi trường;  Từ công thức trên có thể thấy hiện tượng tạo cặp xảy ra mạnh trong trường Coulomb của hạt nhân khi môi trường có nguyên tử số càng lớn và khi năng lượng của lượng tử gamma càng tăng. Người ta thấy rằng, khi năng lượng lớn hơn ngưỡng tạo cặp, tiết hiện tạo cặp sẽ tăng nhanh khi năng lượng của bức xạ photon tăng. Xét quá trình tạo cặp xảy ra trong trường Coulomb của một electron. Khi đó, có hai cặp electron - positron được tạo thành. Ngưỡng tạo cặp trong trường hợp này gấp đôi trong trường hợp trong trường Coulomb của hạt nhân, có giá trị là: MeVcmong 044,2..4 2  Tuy nhiên, xác suất tạo cặp trong trường Coulomb của electron nhỏ hơn rất nhiều so với xác suất tạo cặp trong trường Coulomb của hạt nhân. 1.3. CÁC ĐƠN VỊ ĐO LIỀU BỨC XẠ 1.3.1 Hoạt độ phóng xạ Hoạt độ phóng xạ của một nguồn phóng xạ hay một lượng chất phóng xạ nào đó chính là số hạt nhân phân rã phóng xạ trong một đơn vị thời gian. Hoạt độ phóng xạ được xác định theo công thức sau: dt dNa  (1.25) trong đó N là số hạt nhân phóng xạ tại thời điểm t; a là hoạt độ phóng xạ;  là hằng số phân rã. Như vậy ta có : a= N=N0exp(-t) (1.26) Đơn vị đo hoạt độ phóng xạ là Becquerel, viết tắt là Bq. 1Bq tương ứng 1 phân rã trong 1 giâ Trước đây, đơn vị đo hoạt độ phóng xạ là Curie, kí hiệu là Ci, liên hệ với đơn vị Bq như sau: 1 Ci = 3,7.1010 Bq (1.27) Hoạt độ phóng xạ riêng là hoạt độ phóng xạ tính trên một đơn vị khối lượng đối với chất phóng xạ dạng rắn, hoặc tính trên một đơn vị thể tích của chất lỏng hay chất khí. là năng lượng của lượng tử gamma ( 1.23 ) ( 1.24) Đối với chất phóng xạ dạng rắn, đơn vị đo hoạt độ phóng xạ riêng thường dùng là Bq/kg. Còn đối với chất phóng xạ dạng lỏng hay khí, đơn vị đo hoạt độ phóng xạ riêng thường dùng là Bq/m3 hay Bq/l. 1.3.2 Liều chiếu và suất liều chiếu a) Liều chiếu Liều chiếu chỉ áp dụng cho bức xạ gamma hoặc tia X, còn môi trường chiếu xạ là không khí. Liều chiếu cho biết khả năng ion hóa không khí của bức xạ tại một vị trí nào đó. Kí hiệu liều chiếu là X, được xác định theo công thức: dm dQX  (1.28) Trong đó: dm là khối lượng không khí tại đó chùm tia X hoặc chùm bức xạ gamma bị hấp thụ hoàn toàn, kết quả tạo ra trên dm tổng các điện tích cùng dấu là dQ. Đơn vị liều chiếu trong hệ SI là C/kg. Ngoài ra, trong kỹ thuật người ta còn dùng đơn vị là Rơnghen, được kí hiệu là R. 1 R = 2,58.10-4 C/kg. (1.29) b) Suất liều chiếu Suất liều chiếu chính là liều chiếu trong một đơn vị thời gian. Suất liều chiếu kí hiệu là * X được xác định theo công thức sau: t XX * (1.30) trong đó X là liều chiếu trong thời gian t. Đơn vị đo suất liều chiếu trong hệ SI là C/kg.s. Tuy nhiên, trong thực nghiệm, đơn vị đo suất liều chiếu thường dùng là R/h hay R/h. 1.3.3 Liều hấp thụ và suất liều hấp thụ a) Liều hấp thụ Tác hại của bức xạ lên cơ thể phụ thuộc vào sự hấp thụ năng lượng bức xạ và gần đúng tỉ lệ với nồng độ phần trăm năng lượng hấp thụ trong mô sinh học. Do đó đơn vị cơ bản của liều bức xạ được biểu diễn qua năng lượng hấp thụ trên một đơn vị khối lượng của mô. Khái niệm liều hấp thụ không chỉ dùng cho đối tượng sinh học mà còn dùng cho một môi trường vật chất bất kì. Liều hấp thụ, kí hiệu là D, là tỉ số giữa năng lượng trung bình dE mà bức xạ truyền cho vật chất trong thể tích nguyên tố và khối lượng vật chất dm của thể tích đó: dm dED  (1.31) Trong hệ SI, đơn vị đo liều hấp thụ là Gray (kí hiệu là Gy). 1 Gy bằng năng lượng 1 June truyền cho 1kg vật chất: 1Gy = 1J/kg. (1.32) Trước khi chấp nhận các đơn vị theo hệ SI, liều hấp thụ được đo bằng đơn vị Rad. 1 Rad là liều hấp thụ 100 erg trên 1 gam. Ta có: 1 rad = 100 erg/g (1.33) Do 1J = 107 erg và 1 kg = 1000g nên: 1 rad = 0,01 Gy hay 1Gy = 100 rad. (1.34) Qua các định nghĩa, ta nhận thấy giữa liều hấp thụ và liều chiếu có mối liên hệ tuyến tính với nhau: D = f. X (1.35) Trong đó D là liều hấp thụ, X là liều chiếu, f là hệ số tỉ lệ. Trong không khí hệ số f = 0,869 rad/R. Trong cơ thể người, f= 0,869 rad/R. b) Suất liều hấp thụ Suất liều hấp thụ D * chính là liều hấp thụ trong một đơn vị thời gian, xác định theo công thức: t DD* (1.36) Đơn vị đo suất hiều hấp thụ trong hệ SI là Gy/s hoặc rad/s. 1.3.4 Liều tương đương và suất liều tương đương a) Liều tương đương Cùng liều hấp thụ tác dụng sinh học của các loại bức xạ khác nhau là khác nhau. Để đặc trưng cho khả năng tác dụng sinh học của bức xạ trong an toàn bức xạ nói chung và trong xạ trị nói riêng ta dùng liều tương đương. Liều tương đương H là đại lương để đánh giá mức độ nguy hiểm của các loại bức xạ bằng tích của liều hấp thụ D với hệ số chất lượng (Quality Factor) đối với các loại bức xạ. Ủy ban Quốc tế về bảo vệ bức xạ ICRP ( International Commission on Radiation Protection) đặt lại tên hệ số chất lượng là trọng số bức xạ (RadiationWeighting Factor) và kí hiệu là WR. Khi đó giữa liều hấp thụ và liều tương đương được liên hệ với nhau theo biểu thức sau: H=D. WR (1.37) Để thuận tiện cho việc theo dõi và sử dụng trong thực tế, bảng 1.1 dẫn ra giá trị hệ số WR đối với các bức xạ thường gặp. Đơn vị liều tương đương trong hệ SI là Sievert (kí hiệu là Sv). Theo công thức (1.37) ta có: 1 Sv = 1 Gy. WR (1.38) Ngoài Sv, liều tương đương thường dùng là rem: 1 rem= 1 rad. WR (1.39) 1Sv=100 rem hay 1 rem = 0,01 Sv. (1.40) Bảng 1.1. Trọng số bức xạ WR đối với một số loại bức xạ [2], [6] Loại bức xạ Năng lượng WR Tia X, gamma, beta Bất kỳ 1 Neutron Nhiệt (0,025eV) 5 0,01 MeV 10 0,1 MeV 10 0,5 MeV 20 > 0,1 MeV - 2 MeV 20 > 2 MeV – 20 MeV 5 Proton Năng lượng cao 5 Hạt anpha, mảnh vỡ phân hạch, hạt nhân nặng 20 b) Suất liều tương đương Suất liều tương đương *H là liều tương đương trong một đơn vị thời gian: t HH * (1.41) trong đó H là liều tương đương trong thời gian t. Đơn vị suất liều tương đương trong hệ SI là Sv/s. Đơn vị khác là Sv/h, Sv/h, rem/s hay rem/h. Lưu ý: Khi định nghĩa liều tương đương, chúng ta đã coi tất cả các mô sinh học hay cơ quan trong cơ thể có cùng một độ nhạy cảm bức xạ. 1.3.5 Độ truyền năng lượng tuyến tính Năng lượng của bức xạ bị hấp thụ trong vật chất chưa đủ để đặc trưng cho hiệu ứng sinh học xảy ra trong vật chất. Thực nghiệm chỉ ra rằng các hiệu ứng sinh học phụ thuộc vào sự phân bố năng lượng đã bị hấp thụ trên đường đi của bức xạ trong vật chất. Để đặc trưng cho sự phân bố độ mất mát năng lượng bức xạ trên đường đi trong vật chất, người ta dùng khái niệm độ truyền năng lượng tuyến tính, ký hiệu là LET. Độ truyền năng lượng tuyến tính, được xác định theo công thức: dl dELET  (1.42) trong đó dE là độ mất mát năng lượng trên quãng đường dl. Bảng 1.2. Giá trị LET trung bình trong nước của một số bức xạ ion hóa [2] Bức xạ Bức xạ gây ion hóa môi trường LET (KeV/m) Mật độ các ion /1m Tia X Electron thứ cấp 0,28 8,5 Gamma Electron thứ cấp 0,36 11 Tia X (30KeV-180KeV) Electron thứ cấp 3,2 100 Tia X 8 KeV Electron thứ cấp 4,7 145 Tia anpha 5,5 MeV Ion hóa trực tiếp 120 3700 Nơtron 12 MeV proton 3,5 290 Trong hệ SI, đơn vị đo độ truyền năng lượng tuyến tính là J/m hay keV/m Sự phân bố năng lượng hấp thụ của bức xạ trong vật chất còn phụ thuộc vào bản chất của mỗi loại bức xạ. Đối với bức xạ ion hóa gián tiếp, độ truyền năng lượng tuyến tính nhỏ hơn nhiều so với bức xạ ion hóa trực tiếp. 1.3.6 Liều giới hạn Khi tiếp xúc với các chất phóng xạ hay nguồn phóng xạ, các bức xạ ion hoá, các nhân viên công tác bị chiếu xạ và nhận được một liều hấp thụ nào đó. Tùy thuộc vào liều hấp thụ mà nhân viên nhận được, bức xạ hạt nhân sẽ ảnh hưởng khác nhau đến họ. Để đảm bảo sức khỏe cho nhân viên làm việc, cần phải giảm ảnh hưởng của các bức xạ. Về mặt an toàn bức xạ hạt nhân, cần đưa ra những quy định cụ thể về liều hấp thụ cho phép mà người nhân viên còn có thể làm việc trực tiếp với nguồn phóng xạ hay bức xạ ion hóa. Liều giới hạn được hiểu là giá trị lớn nhất của liều hấp thụ tích lũy trong một năm mà người làm việc trực tiếp với bức xạ hạt nhân có thể chịu được, không ảnh hưởng đến sức khỏe của bản thân [1], [2] ,[6]. Theo quy định chung về luật lao động, người có độ tuổi từ 18 tuổi trở lên mới được làm việc trong cơ sở sử dụng bức xạ hạt nhân. ICRP đã khuyến cáo công thức tính liều hấp thụ tích lũy cho phép trong một năm đối với nhân viên chuyên nghiệp làm việc trực tiếp với nguồn phóng xạ [2]: D = 50 (N-18) nSv hay D = 5(N-18) rem (1.43) Trong đó N là tuổi của nhân viên chuyên nghiệp N19, D là liều hấp thụ tích lũy trong một năm Bảng 1.3 Giới hạn liều hấp thụ tích lũy cho phép đối với người làm việc với bức xạ [3] Giới hạn liều Thời gian đề nghị Cơ quan đề nghị 150 mSv/năm 1950 ICRP 50 mSv/năm 1977 ICRP 20 mSv/năm 1990 ICRP Theo Pháp lệnh An toàn và Kiểm soát bức xạ hạt nhận của Việt Nam [8], liều hấp thụ tương đương cho toàn thân đối với nhân nhiên làm việc với nguồn bức xạ và bức xạ hạt nhân là 20mSv/năm. Trong 5 năm có một năm có thể lên đến 50mSv nhưng tổng liều trong 5 năm liên tục không được vượt quá 100mSv. Quy định này phù hợp với quy định của Ủy ban An Toàn Bức xạ Quốc tế 1.4. HIỆU ỨNG SINH HỌC CỦA BỨC XẠ Khi bức xạ xuyên vào trong các mô tế bào của cơ thể sống, nó tương tác chủ yếu thông qua quá trình ion hóa. Kết quả của quá trình ion hóa trong tế bào là tạo ra các cặp ion có khả năng phá hoại cấu trúc phân tử của các tế bào, làm tế bào bị biến đổi hoặc bị tiêu diệt [7]. Đối với con người, cấu tạo mô cơ thể chủ yếu là nước. Khi bị chiếu xạ, phân tử H2O bị ion hóa, phân chia thành các cặp H+ và OH-, các ion này bị kích thích lại tạo ra các ion khác…Năng lượng của bức xạ khi đi qua cơ thể người càng lớn thì số lượng ion tạo ra càng nhiều. Các ion này gây ra phản ứng rất mạnh, tác động trực tiếp tới các phân tử sinh học phổ biến là protein, lipit, ADN làm cho cấu trúc của các phân tử này bị sai hỏng gây ra những hậu quả: kìm hãm hoặc ngăn cản sự phân chia tế bào, làm sai sót nhiễm sắc thể dẫn tới việc tế bào bị chết hoặc bị biến đổi chức năng hoặc gây đột biến gen, đó là do các tổn thương sau đó có thể làm mất hoặc sắp xếp lại các vật chất di truyền trên phân tử ADN, làm chết tế bào. Trong đó quá trình làm chết tế bào là quá trình quan trọng nhất trong việc điều trị ung thư. Các tác dụng sinh học do tia xạ tạo ra kéo dài rất nhiều so với thời gian hấp thụ năng lượng. Quá trình hấp thụ năng lượng diễn ra trong khoảng 10-10 s còn các hiệu ứng sinh học kéo dài từ vài giây đến vài năm.Tùy theo liều lượng bức xạ mà cơ thể hấp thụ ít hay nhiều mà các biến đổi của các tế bào có thể phục hồi được hay không. Và với cùng một liều lượng bức xạ, nếu hấp thụ làm nhiều lần thì các biến đổi bệnh lí ít xảy ra với các mô tế bào hơn là hấp thụ trong một lần. Sau khi bị chiếu xạ, các tổn thương của tế bào có thể phục hồi. Kết quả nghiên cứu cho thấy, các tế bào bình thường (các tế bào lành) có khả năng phục hồi nhanh hơn các tế bào ung thư. Khi chiếu một liều lượng phù hợp thì có thể tiêu diệt được các tế bào ung thư còn các tế bào lành vẫn có thể phục hồi lại được [4,5]. Người ta xây dựng được biểu đồ sự phụ thuộc của xác suất tiêu diệt tế bào theo liều chiếu có dạng cơ bản như hình 1.6. Hình 1.6. Đường cong xác suất tiêu diệt tế bào theo liều xạ Từ biểu đồ trên ta thấy rằng nếu liều xạ nằm trong khoảng Do đến Do+ dDo thì chủ yếu các tế bào ung thư bị tiêu diệt còn các tế bào lành bị tiêu diệt không đáng kể. Trong các giai đoạn khác nhau thì sự phản ứng với tia xạ của tế bào cũng khác nhau. Theo sinh học, chu kỳ sinh sản của tế bào được chia thành các pha tuần hoàn như sơ đồ trên hình 1.7. Hình 1.7 . Các pha trong chu kỳ sinh sản của tế bào Trong sơ đồ trên, pha S là tổng hợp tế bào; pha G2 là tiền phân chia tế bào; pha M là phân chia tế bào; pha G1 là tiền phân chia tế bào. - Pha S; kéo dài từ 1,5 đến 36h, trong pha này, tế bào kháng tia xạ. - Pha G2: kéo dài từ 30 phút đến 1,5 giờ. - Pha G1: kéo dài hàng tháng. - Pha M: kéo dài từ 30 phút đến 2,5 giờ. Đây là pha tế bào nhạy cảm tia xạ nhất. Xác suất tiêu diệt tế bào Đối với tế bào u Đối với tế bào lành Do Do+dDo S G1 M G2 Người ta còn thấy các vùng tế bào có tỉ lệ máu lớn hơn sẽ nhạy cảm tia xạ hơn, nên khi chiếu xạ, người ta làm cho vùng cần được chiếu được cung cấp nhiều máu hơn. Bằng việc nghiên cứu sự phản ứng của các mô tế bào khi bị chiếu xạ và các quá trình phát triển, phân chia của tế bào để xác định độ nhạy phóng xạ trong các giai đoạn người ta xây dựng nên cơ sở sinh học cho kỹ thuật xạ trị. Tất cả các kỹ thuật xạ trị đều phải đảm bảo liều lượng tối đa đạt tại khối u và giảm thiểu liều lượng tới các mô lành xung quanh. 1.5.PHƯƠNG PHÁP XẠ TRỊ DÙNG TIA GAMMA 1.5.1. Khái niệm và mục đích của xạ trị Điều trị bằng tia xạ (xạ trị) là quá trình điều trị có sử dụng bức xạ ion hóa hoặc tia phóng xạ cho quá trình điều trị nhiều bệnh khác nhau. Mục đích của xạ trị là nhằm đưa một liều phóng xạ rất chính xác tới một thể tích bia đã xác định với một mức độ tổn thương nhỏ nhất cho các mô lành bao quanh, kết quả là sẽ loại trừ bệnh tật, kéo dài được sự sống hay cải thiện chất lượng cuộc sống. Do đó, kỹ thuật xạ trị được xây dựng để chữa bệnh hoặc làm nhẹ bớt những biểu hiện của bệnh tật một cách hiệu quả. Cùng với kỹ thuật chẩn đoán bằng tia X và bằng đồng vị phóng xạ, xạ trị là một trong những ứng dụng quan trọng của bức xạ trong y tế. Phẫu thuật, xạ trị và hóa trị là 3 phương thức điều trị ung thư chủ yếu hiện nay. Phẫu thuật và xạ trị được áp dụng cho trường hợp khối u khu trú trong một phạm vi xác định. Trong trường hợp có sự lan toả của khối u thì phải dùng hóa trị. Xạ trị được chọn khi phẫu thuật khó hay không thể thực hiện được (ung thư đầu, cổ, cổ tử cung), hoặc khi muốn duy trì chức năng của các cơ quan (vú, thanh quản, hậu môn), hay để giảm đau. 1.5.2. Các hình thức xạ trị Có ba hình thức xạ trị:  Xạ trị ngoài: nguồn phát bức xạ nằm ngoài cơ thể, xa khối u.  Xạ trị áp sát: các nguồn phóng xạ nằm trong cơ thể hay ngay cạnh khối u.  Xạ trị bằng chất phóng xạ: nguồn phóng xạ dạng hở dưới dạng dược chất phóng xạ được tiêm hay uống vào cơ thể, tập trung tại khối u nhờ sự hấp thụ. Nội dung của luận vân đề cập đến phương pháp xạ trị ngoài do đó sẽ đi sâu vào những vấn đề có liên quan đến phương pháp này mà không đề cập đến các phương pháp khác 1.5.3. Cơ sở của phương pháp xạ trị Kỹ thuật xạ trị dựa trên một sự kiện thực nghiệm là các tế bào ung thư nhạy cảm với bức xạ ion hóa hơn các tế bào khỏe mạnh. Hiệu quả điều trị được xác định bởi khả năng tiêu diệt khối u và khả năng xảy ra biến chứng cho mô lành. Phương pháp 1:.Dựa trên quan hệ giữa liều và đáp ứng bức xạ của mô ung thư và mô lành để chọn liều điều trị thích hợp. Phương pháp 2:. o Chọn cách chiếu sao cho mô lành ít bị ảnh hưởng nhất: o Xạ nhiều phân liều (fraction) o Nguồn ở sát khối u (xạ trị áp sát) o Tránh mô lành (nhiều góc chiếu trong xạ trị ngoài) Hình 1.8.a Hình 1.8.b Hình 1.8. Cách chiếu để mô lành ảnh hưởng ít nhất Trên hình 1.8 a đưa ra phương pháp xạ trị ngoài với nhiều góc chiếu khác nhau. Khi sử dụng góc chiếu khác nhau các mô lành chia nhau chịu ảnh hưởng của chùm tia xạ do đó nó ít bị ảnh hưởng nhất, thể hiện qua sơ đồ 1.8b 1.5.4. Phương pháp xạ trị dùng tia gamma Với các hạt nặng tích điện như hạt anpha có khả năng ion hóa mạnh nhưng độ đâm xuyên kém, không được sử dụng trong chiếu xạ từ xa. Hạt electron linh hoạt hơn hạt anpha rất nhiều, có độ đâm xuyên cũng khá lớn được sử dụng chiếu xạ ngoài với các khối u nông như ung thư da. Mặt khác, khi đi vào độ sâu khoảng 5cm thì liều lượng của chùm hạt electron gần như bằng không, do đó gây tổn hại rất ít đến các mô lành. Tia gamma và tia X gây ra độ ion hóa trong môi trường nhỏ hơn các loại hạt trên, nhưng độ đâm xuyên lại rất lớn do đó hiện nay được ứng dụng chủ yếu trong xạ trị từ xa, chúng có thể tác dụng lên tế bào ở sâu trong cơ thể, để điều trị các khối u sâu. Với các u sâu trên 3cm, để giảm liều chiếu ở mặt da và ở các mô lành trên đường đi của chùm tia, người ta chia chùm tia thành nhiều chùm nhỏ chiếu theo các hướng khác nhau sao cho các hướng chiếu được chọn hội tụ tại tâm là khối u cần điều trị như đã chỉ ra trên hình 1.8a. Dùng chùm tia X phát ra từ máy gia tốc, bằng cách quay máy gia tốc chọn hướng chiếu khác nhau cho phép ta thực hiện yêu cầu trên. Khi chiếu với góc chiếu khác nhau, các chùm tia phải đảm bảo sự đồng tâm. Khi đó liều chiếu tập trung chủ yếu vào khối u, còn các tế bào lành liều chiếu giảm đi rõ rệt so với việc chiếu cố định theo một phương. Đây là một trong những ưu việt của xạ trị dùng máy gia tốc. CHƯƠNG 2 MÁY GIA TỐC PRIMUS – SIEMENS DÙNG TRONG XẠ TRỊ 2.1. GIỚI THIỆU CHUNG VỀ MÁY GIA TỐC 2.1.1. Lịch sử phát triển Điều trị ung thư bằng phóng xạ đã được biết đến từ hàng trăm năm nay. Về thuật ngữ “gia tốc” thì đó là một thiết bị tăng tốc chùm điện tử đến một giá trị năng lượng nào đó theo yêu cầu đặt ra. Trong thực tế lâm sàng, người ta sử dụng dải năng lượng từ một vài MeV đến vài chục MeV. Ngày nay, các máy gia tốc hiện đại thường sử dụng hai loại bức xạ: chùm electron (qua hệ thống lái tia và các bộ lọc thích hợp) và chùm photon- do chùm electron đập vào bia phát ra bức xạ hãm còn gọi là tia X. Khi máy gia tốc xuất hiện, nó đã trở thành một công cụ vượt trội trong ứng dụng lâm sàng. Từ những năm đầu của thế kỷ 20, xạ trị được áp dụng bằng những nguồn Radium hay những ống tia catode lạnh. Một cuộc cách mạng đến với ngành xạ trị khi ống catode Coolidge nhiệt được đưa vào sử dụng (năm 1913). Các ống Coolidge này hoạt động ở điện áp 140KV, sau đó tăng lên khoảng 300KV, nhưng suất liều của những loại này còn thấp. Vì thế, người ta tiếp tục tìm kiếm công nghệ làm tăng năng lượng và suất liều của các chùm tia điều trị. Vào những năm 1930, các biến áp đổi tần đã phát triển và được sử dụng như những nguồn cung cấp điện áp cao từ 600KV đến hàng triệu vôn. Năm 1931, một máy gia tốc 700KV đã được lắp đặt ở bệnh viện Memorial - New York và một thiết bị tương tự được chế tạo tại viện Công nghệ Califorina năm 1933. Tiếp đến, loại máy đạt đến một triệu vôn đã được thiết kế và lắp đặt tại bệnh viện Bartholornew, Luân Đôn năm 1944. Ngay sau đó, các máy gia tốc sử dụng loại biến áp cộng hưởng đã trở nên thông dụng. Công nghệ vi sóng đã sử dụng rada trước và trong chiến tranh thế giới thứ II chính là cơ sở của việc chế tạo nguồn phát sóng siêu cao tần hoạt động trong các máy gia tốc hiện đại. Trong những năm 1930, loại máy gia tốc tĩnh điện Van de Graaff được chế tạo và sử dụng trong lĩnh vực nghiên cứu hạt nhân. Dựa trên nguyên tắc hoạt động của nó, vào những năm 1960, tại công ty Kỹ thuật điện tử Boston Massachusetts người ta đã chế tạo ra hai chiếc máy gia tốc dùng trong lâm sàng. Những thiết bị này hoạt động tỏ ra rất ổn định và có hiệu quả. Tuy nhiên đến đầu những năm 1970, chúng đã nhường chổ cho loại máy gia tốc hiện đại hơn - máy gia tốc tuyến tính hay gia tốc thẳng mà ngày nay với tên gọi đơn giản là “linac”. 2.1.2. Tình hình ở Việt Nam Trước đây, việc xạ trị ung thư ở Việt Nam chỉ được thực hiện bằng máy xạ trị Cobalt, một loại máy xạ trị sử dụng đồng vị phóng xạ Cobalt-60, sử dụng các tia gamma, có hai mức năng lượng 1,17 và 1,33MeV. Như vậy, trong xạ trị ung thư, loại máy này không cho phép thực hiện kỹ thuật điều biến cường độ (IMRT) không điều trị linh động, hiệu quả với các khối u ở những độ nông sâu khác nhau[1]. Tuy nhiên xạ trị chiếu ngoài có các đặc điểm sau:  Photon có năng lượng càng cao thì khả năng đâm xuyên càng lớn và hiệu quả sinh học càng cao.  Khoảng cách giữa nguồn xạ và da bệnh nhân càng lớn thì sự phân bố liều lượng bức xạ ở mô bệnh sâu dưới đó càng đồng nhất trong thể tích khối u. Tuy nhiên tăng khoảng cách đó sẽ kéo theo sự suy giảm cường độ chùm tia chiếu tới. Để khắc phục sự hao hụt cường độ đó cần có các photon có năng lượng cao hơn.  Tia đâm xuyên càng lớn khi vào cơ thể bệnh nhân càng tạo nên suất liều điều trị trong sâu tốt hơn, đồng thời liều gây hại cho các mô lành trên đường xuyên qua càng ít hơn.  Sự tán xạ (khuyếch tán) ra mô lành xung quanh u càng ít hơn khi năng lượng chùm photon càng lớn.  Chùm tia càng mạnh càng tạo ra mặt phẳng đồng liều (isodose) trong mô bệnh tốt hơn. Ngày nay, với sự tiến bộ của khoa học kĩ thuật, đặc biệt là công nghệ vi sóng, các loại máy gia tốc ra đời với những nguồn phát sóng siêu cao tần. Trong xạ trị, sự ra đời của máy gia tốc là một bước ngoặt mới trong điều trị ung thư. Với máy gia tốc, người sử dụng có thể thay đổi liều xạ trị cho phù hợp với tính chất và độ nông sâu của từng khối u khác nhau. 2.1.3. Tiêu chuẩn của máy gia tốc Các máy gia tốc được sử dụng trong lâm sàng ngày nay được kế thừa từ sự nghiên cứu, cải tiến công nghệ mạnh mẽ trong suốt hơn ba mươi năm qua và khẳng định được giá trị, vai trò của loại thiết bị này. Dù có những khác nhau về kiểu dáng chế tạo giữa các hãng sản xuất, song những nguyên tắc yêu cầu trong điều trị cơ bản là giống nhau. Với mục đích ứng dụng trong lâm sàng, một số yêu cầu đặt ra cho các máy gia tốc cần thiết kế sao cho thỏa mãn những tiêu chuẩn chủ yếu sau đây [4,5]: o Chùm tia bức xạ phải được xác định rõ và thay đổi được về các kích thước trường chiếu. o Liều lượng bức xạ phải đồng đều bên trong chùm tia. o Liều lượng của thiết bị phát ra phải ổn định không chỉ trong mỗi giai đoạn điều trị mà ổn định trong suốt thời gian sử dụng của thiết bị. o Năng lượng, cường độ vị trí và hướng của chùm tia X hay electron phải được kiểm soát trong điều trị. o Liều lượng tia xạ phân bố trên bệnh nhân phải được đo đạc một cách chính xác. o Chùm tia bức xạ phải điều chỉnh và thay đổi được theo bất kì hướng và vị trí nào trên bệnh nhân. o Để thực hiện được việc hướng chùm tia vào đúng vị trí bệnh nhân thì hệ thống giường điều trị phải chuyển động được theo ba chiều với độ chính xác cao. o Vì việc điều trị thường phải kéo dài nên thiết bị phải hoạt động ổn định và chính xác cao. Độ ổn định là hết sức quan trọng trong mục đích điều trị, để có thể phục vụ được một số lượng lớn bệnh nhân khi đã chi ra một khoản tiền lớn mua sắm thiết bị. o An toàn và ổn định về cơ khí cũng là một thông số hết sức quan trọng. 2.2 MÁY GIA TỐC DÙNG TRONG XẠ TRỊ UNG THƯ NGÀY NAY 2.2.1 Nguyên lý cấu tạo của máy gia tốc electron Máy gia tốc tuyến tính dùng trong xạ trị còn gọi là máy gia tốc Megavolt hay máy gia tốc electron. Có thể minh họa các bộ phận chính của một máy gia tốc xạ trị bằng sơ đồ khối đơn giản trên hình 2.1 [3]. Hình 2.1. Các bộ phận chính của một máy gia tốc xạ trị Các thành phần chính của một máy gia tốc dùng trong y tế thường được chia thành 5 hệ thống:  Hệ thống bơm: là một nguồn eletron và được gọi là súng điện tử (electron gun).  Hệ thống tần số vô tuyến: bao gồm nguồn tần số vô tuyến sử dụng magneton hoặc klyston, bộ điều chế, ống dẫn sóng gia tốc, trong đó các electron được gia tốc và một §Çu m¸y ®iÒu trÞ HÖ thèng héi tô, tõ tr−êng l¸i tia HÖ thèng t¨ng tèc chïm electron Bé cung cÊp n¨ng l−îng vμ ®iÒu biÕn Nguån cung cÊp sãng siªu cao tÇn Chïm tia Sóng ®iÖn tö circylator cho phép truyền công suất vô tuyến chỉ từ nguồn đến ống dẫn sóng gia tốc nhưng không theo hướng ngược lại.  Hệ thống thiết bị phụ trợ: bao gồm hệ thống bơm chân không, hệ thống làm lạnh nước, hệ thống nén khí, hệ thống chất điện môi bằng gas để truyền vi sóng từ bộ phát tần số vô tuyến tới ống dẫn sóng gia tốc và bảo vệ ngăn bức xạ rò.  Hệ thống vận chuyển chùm tia: Hệ thống vận chuyển chùm electron trong chân không từ ống dẫn sóng gia tốc tới là tán xạ, kết hợp với thiết bị lái từ trường và các thiết bị hội tụ.  Hệ thống theo dõi và chuẩn trực chùm tia: Hệ thống chuẩn trực và theo dõi chùm được đặt trong đầu điều trị, cung cấp hình dạng và theo dõi chùm tia X hoặc chùm tia electron lâm sàng. Bên cạnh đó còn rất nhiều phần khác đi kèm với phần gia tốc là:  Hệ thống collimator chuẩn thông dụng.  Hệ thống đèn laser xác định trụ quay của máy, trục thẳng đứng của chùm tia, bộ hiển thị chùm tia bằng ánh sáng nhìn thấy.  Hệ thống camera theo dõi bệnh nhân, hệ thống đàm thoại giữa thầy thuốc và bệnh nhân.  Hệ thống đo khoảng cách từ nguồn tới da bệnh nhân.  Hệ thống máy tính điều khiển thiết bị, màn hình thông báo các số liệu liên quan đến việc điều trị.  Hệ thống cho chắn phóng xạ.  Hệ thống tự ngắt máy gia tốc khi có sự cố. Các hệ thống liên quan đến quá trình điều trị bằng máy gia tốc:  Giường máy có thể điều khiển lên, xuống, quay theo các góc.  Hệ thống tính liều lượng và lập kế hoạch điều trị.  Hệ thống đo liều: máy đo tia phóng xạ, máy đo phòng hộ tia xạ…  Hệ thống làm khuôn chì… 2.2.2 Nguyên lý hoạt động của máy gia tốc electron Ban đầu, các electron được sinh ra do bức xạ nhiệt từ catod của súng điện tử bị nung nóng. Sau đó electron được tăng tốc về phía anod đục lỗ để đi vào ống dẫn sóng gia tốc. Ở đây, các electron được gia tốc bước đầu bằng trường tĩnh điện. Trước khi đi vào ống dẫn sóng, các electron được điều chế thành xung rồi được phun vào ống dẫn sóng. Trong ống dẫn sóng, các electron được gia tốc bằng sóng cao tần. Năng lượng truyền cho electron lấy từ bức xạ vi sóng. Bức xạ vi sóng phát ra dưới dạng các xung ngắn. Bức xạ này được tạo ra bởi các bộ phát tần số vi sóng - đó là các “van” magnetron hoặc klystron. Klystron thường được dùng với các máy gia tốc năng lượng cao với mức năng lượng đỉnh là 5 MV hoặc hơn nữa để gia tốc điện tử. Các electron được phun vào ống dẫn sóng sao cho đồng bộ với xung của bức xạ vi sóng để chúng có thể được gia tốc. Hệ thống ống dẫn sóng và súng điện tử được hút chân không cao, sao cho các electron gia tốc có thể chuyển động trong đó mà không bị va chạm với các nguyên tử khí. Chùm electron được gia tốc trong buồng tăng tốc có xu hướng phân kỳ và không chyển động chính xác dọc theo trục được. Có nhiều nguyên nhân gây ra hiện tượng này. Đó là lực đẩy Culomb giữa các electron mang điện tích cùng dấu, do sự lắp ghép không hoàn hảo làm cho cấu trúc ống dẫn sóng không hoàn toàn xuyên tâm, do tác động của các điện từ trường ngoài… Do đó, chùm electron gia tốc phải được lái một cách chủ động. Trước hết sử dụng một điện trường hội tụ đồng trục để hội tụ chùm tia theo quỹ đạo thẳng. Sau đó là các cuộn lái tia tạo ra từ trường tác dụng lực lên các electron để dẫn chùm tia đi đúng hướng theo ống dẫn sóng, từ đó hướng ra ngoài theo đường cong nào đó hoặc được uốn để hướng tới bia tạo ra tia X. Khi máy gia tốc ở chế độ phát chùm electron, thì chùm tia electron gia tốc được đưa trực tiếp vào đầu điều trị qua một cửa sổ nhỏ. Sau đó được tán xạ trên các lá tán xạ hoặc được từ trường quét ra trên một diện rộng theo yêu cầu của hình dạng, diện tích trường chiếu trong các trường hợp điều trị cụ thể. Chùm tia được tạo hình dạng bằng các bộ lọc phẳng, nêm, collimator sơ cấp, thứ cấp. Liều lượng được kiểm soát bằng các detector. Còn nếu ở chế độ phát tia X thì chùm electron đã gia tốc được uốn theo một đường cong thiết kế để đập vào bia. Chùm tia electron có động năng lớn xuyên sâu vào bia, tương tác với các nguyên tử vật chất và bị hãm lại, phát ra tia X năng lượng cao. Phổ năng lượng của tia X phát xạ và suất liều bức xạ phụ thuộc vào mức năng lượng của điện tử, nguyên tử số, bề dày bia và chất liệu dùng làm bia. Chùm tia X phát ra cũng được kiểm soát về liều lượng, được định lượng phù hợp. Hầu hết các máy gia tốc xạ trị hiện nay đều có hai chế độ phát chùm photon và chế độ phát electron. Do đó về mặt cơ khí được cấu tạo để có thể thay đổi từ chế độ này sang chế độ khác một cách linh hoạt. Ví dụ như bia tia X có thể đưa ra khi sử dụng chế độ phát tia X và được rút vào khi phát chùm photon. Trong quá trình hoạt động, khi hãm các chùm electron, bia tia X bị nóng lên, do đó cần hệ thống làm nguội bằng nước. Với mục đích điều trị, máy gia tốc được thiết kế hệ thống cơ khí chuyển động linh hoạt như cần máy và giường điều trị. Các hệ thống này đều được kiểm soát an toàn bằng một chuỗi khóa liên động điện, cơ khí, nhiệt độ, áp suất và kiểm soát chùm bức xạ với nhau. 2.3 MỘT SỐ NÉT SƠ LƯỢC VỀ MÁY GIA TỐC PRIMUS- SIEMENS Đây là máy gia tốc hiện đang được sử dụng điều trị ung thư tại bệnh viện K- Hà Nội và ở một số cơ sở điều trị khác tại Việt Nam. Máy có nguyên lý cấu tạo và hoạt động như loại máy Megavolt trong xạ trị đã được trình bày ở phần trên [3,4]. Trên hình 2.2 là hình ảnh của máy gia tốc Primus đang được sử dụng điều trị ung thư Hình 2.2. Máy gia tốc xạ trị Primus Máy gia tốc Primus cung cấp hai nguồn bức xạ để điều trị: Chùm electron trực tiếp với các mức năng lượng khác nhau: 6, 9, 12 và 15 MeV. Bức xạ này tuy không có khả năng xuyên sâu nhưng có hệ số truyền năng lượng LET (linear energy transfer) cao hơn nhiều lần so với photon. Vì vậy nó có hiệu quả điều trị rất cao với các tổn thương nông. Các mức năng lượng dùng để điều trị khối u ở sát bề mặt với độ nông sâu khác nhau như ung thư da và ung thư vú. Chùm photon với hai mức năng lượng 6MeV và 15 MeV dùng để điều trị khối u ở độ nông sâu khác nhau như u vùng tai mũi họng, vùng cổ, u phổi, u trung thất, các khối u vùng bụng và tiết niệu, khối u xương, não, đầu, cổ, ngực, phổi, hạch bạch huyết, tuyến tụy, xương chậu …và các bệnh trẻ em. Các mức năng lượng này cho phép điều trị hiệu quả ung thư ở khắp nơi trong cơ thể: trong não, đầu mặt cổ, phổi, các tạng trong ổ bụng, hạch bạch huyết…Khi máy ở chế độ phát phát tia gamma, chùm electron sau khi được gia tốc được đưa đến đập vào bia, tạo ra chùm tia X đi ra từ cửa sổ trong đầu máy điều trị. Tuy nhiên, chùm tia được lấy ra để điều trị không phải là chùm tia sơ cấp này mà là chùm tia sau khi đã đi qua một hệ thống các collimator che chắn, lọc, nêm,…Trong đó, lọc và nêm là các bộ phận dùng để lọc phẳng chùm tia, collimator sơ cấp để hạn chế kích thước trường cực đại của chùm tia X, collimator thứ cấp để định dạng trường chiếu [4,5] của chùm tia. Trên hình 2.3. đưa ra sơ đồ cấu tạo lối ra của máy gia tốc dùng trong xạ trị để thu được chùm photon có trường chiếu khác nhau. Năng lượng của chùm tia đi ra từ cửa sổ của đầu điều trị được tập trung chủ yếu trong trường chiếu đã xác định do sự định dạng của collimator thứ cấp. Các loại máy gia tốc xạ trị hiện đại thường dùng loại collimator đa lá có thể định dạng trường chiếu rất chi tiết. Máy gia tốc tuyến tính Primus của hãng SIEMENS đáp ứng được các yêu cầu của xạ trị chiếu ngoài hiện đại. Hình 2.3: Sơ đồ hệ thống collimator và lọc phẳng chùm tia X trong đầu điều trị của máy gia tốc xạ trị Primus Chùm tia phát ra từ máy Primus được xác định rõ về năng lượng, liều lượng ổn định trong suốt thời gian sử dụng. Liều đó đồng đều bên trong chùm tia và được đo đạc chính xác. Hướng đi và cường độ của chùm tia, vị trí và kích thước trường chiếu được kiểm soát và điều chỉnh dễ dàng. Thân máy có thể chuyển động quanh giường bệnh nhân, giúp dễ dàng tạo ra các góc chiếu khác nhau. Chùm electron Collimator thứ cấp Buồng ion hóa Bộ lọc phẳng Collimator sơ cấp Bia tia X Chùm tia X đi ra điều trị Máy Primus hiện đại có những ưu điểm để thoả mãn các yêu cầu về lọc tia, lái tia và che chắn thích hợp để khắc phục hiện tượng tán xạ. Primus có bộ phận hội tụ và uốn cong, láí chùm tia ở các mức năng lượng mong muốn. Điều đó tạo điều kiện thuận lợi để điều chỉnh trường chiếu. Hình 2.4. Collimator đa lá định dạng trường chiếu Phần mềm Simtec AFS của máy cho phép tự động sắp xếp các trường chiếu với các góc độ khác nhau của thân máy mà không cần sự can thiệp của người điều khiển. Với phần mềm này hiệu quả điều trị tăng lên vì đạt được sự phù hợp lý tưởng giữa sự mong muốn về hiệu quả điều trị và kích thước trường chiếu. Nó bao gồm các MLC với các ưu điểm đã nêu ở trên. Máy có hệ thống lập kế hoạch điều trị (Treatment Planning System) với phần mềm của Prowess, Hoa Kỳ có thể thu nhận ảnh từ bất kỳ máy ghi hình nào, hợp nhất ảnh, kết nối mạng. Phần mềm có các chức năng xử lý ảnh và mô hình hoá cơ quan giải phẫu, dễ dàng vẽ đường viền tự động hoặc thủ công, miêu tả bề mặt, nội suy hoặc nhập đường bao lát cắt, đặt các điểm tính toán liều lượng, hiển thị và so sánh liều, tạo dựng trường chiếu, tính toán liều cho trường chiếu v.v. Primus có chức năng mô phỏng ảo cho máy CT. Đây là một kỹ thuật mới dùng để mô phỏng qua dữ liệu thu thập một lần khi chụp CT. Bệnh nhân không cần quay trở lại một lần nữa để làm mô phỏng trước khi xạ trị. Nó xác định được các đồng tâm (isocenter) và trường phối hợp với phép chiếu chính xác đến 1 mm. Nó cũng có trang bị phần mềm mô phỏng ảo 3 chiều của Prowess, Hoa Kỳ, máy tính CT1-1 với màn hình 800 x 600. Trên đầu máy có monitor để kiểm soát liều. Ngoài ra máy còn có một hệ thống cơ khí để chuyển động giường bệnh nhân và cơ chế đảm bảo an toàn bức xạ. collimator Trường chiếu Giường bệnh nhân với các chế độ hãm nhằm giảm rung khi chuyển động, phanh tự động khi mất điện, điều chỉnh tư thế bằng điện và bằng tay. Có hệ thống cửa chắn để ngăn chặn photon và electron năng lượng cao thoát ra ngoài trong quá trình xạ trị. Có chế độ đảm bảo an toàn bức xạ tự động. Hệ thống được trang bị hệ phantom nước 3 chiều, hệ thống đo liều, hệ thống làm khuôn Styro Former để tạo các khuôn đúc có hình dạng giống khối u giúp thực hiện che chắn các vùng cần bảo vệ khi xạ trị. Hệ thống lưu trữ và quản lý bệnh nhân theo phần mềm Lantis mới nhất. Có hai cặp ngàm chuyển động độc lập, hoặc đối xứng giúp dễ dàng trong việc tạo ra các trường chiếu có độ mở khác nhau tùy theo yêu cầu sử dụng. Nhờ cặp ngàm này mà có thể tiến hành kĩ thuật xạ trị tiên tiến JO-IMRT (xạ trị điều biến cường độ bằng cặp ngàm) mà không cần collimator nhiều lá MLC. Đây là kỹ thuật xạ trị tiên tiến đang được áp dụng rộng rãi ở châu Âu, Mỹ. CHƯƠNG 3 XÁC ĐỊNH PHÂN BỐ LIỀU BỨC XẠ PHOTON Ở LỐI RA CỦA MÁY GIA TỐC PRIMUS – SIEMENS 3.1. PHƯƠNG PHÁP THỰC NGHIỆM XÁC ĐỊNH PHÂN BỐ LIỀU BỨC XẠ PHOTON 3.1.1 Xác lập chế độ chiếu Trong mỗi phép đo phân bố liều chiếu chùm bức xạ photon cũng như electron đầu tiên là phải xác định chế độ chiếu và liều chiếu tương ứng. Quá trình này được thực hiện bằng một phần mềm chuyên dụng do hãng Siemens cung cấp. Chế độ chiếu bao gồm loại bức xạ sử dụng là photon hay electron. Sau khi xác lập loại bức xạ, bước tiếp theo là xác lập năng lượng bức xạ cần sử dụng. Công việc tiếp theo là chuẩn liều tuyệt đối cần chiếu. Đây là bước quan trọng nhất của quá trình xạ trị và là công việc phải tiến hành thường xuyên đối với các kỹ sư vật lý. Bước quan trọng nhất trong việc chuẩn liều tuyệt đối là công việc bắt buộc phải làm hàng ngày, hàng tuần, hàng tháng, hàng năm đối với các cơ sở y tế có sử dụng máy gia tốc tuyến tính trong xạ trị. Công việc này nhằm đảm bảo máy hoạt động đúng, chính xác, phát ra liều lượng như mong muốn. Đơn vị MU (Monitor Unit). MU được hiểu là đơn vị phóng xạ mà máy phát ra đối với mỗi mức năng lượng khác nhau. MU của một mức năng lượng được quy chuẩn về liều lượng hấp thụ như sau: 1MU tương ứng với liều lượng 1cGy(10-2Gy) đo trong phantom nước tại độ sâu liều cực đại (dmax) của mức năng lượng đó với khoảng cách từ nguồn đến bề mặt là SSD = 100cm và trường chiếu chuẩn 10x10 cm2. Tỷ số: C = Liều lượng đo được/Số MU phát ra được gọi là hệ số chuẩn hóa (Calibration factor). Liều lượng đo đạc ở đây là tại độ sâu dmax của mức năng lượng cần chuẩn liều với SSD = 100 và trường chiếu 10x10cm2. Việc chuẩn liều tuyệt đối cho một mức năng lượng chính là việc điều chỉnh máy làm sao để hệ số chuẩn hóa của mức năng lượng đó C = 1. Như vậy nếu máy phát ra a MU của năng lượng đó thì ta sẽ hiểu rằng liều tại dmax, SSD=100 của trường chiếu 10x10 cm2 sẽ là a cGy. Setup phantom nước, đầu dò tại vị trí cần đo, khoảng cách từ nguồn đến bề mặt SSD=100, độ sâu đo đạc dmax của mỗi mức năng lượng. Setup máy gia tốc mở trường chiếu 10x10cm2, cho máy phát ra 200MU Ghi lại kết quả đo đạc sau khi máy hoàn thành việc phát tia. Nếu kết quả đo được là 200cGy thì tiếp tục đo thêm 2 lần nữa để kiểm tra lại. Nếu kết quả đo đạc khác 200cGy thì sẽ tiến hành điều chỉnh 2 thông số D1_G và D2_G trong Control Console (bảng điều khiển) của máy như sau:  Thay giá trị D1_G cũ bằng giá trị D1_G mới, D1_G mới = D1_G cũ * Kết quả đo liều/200.  Tương tự: Thay giá trị D2_G cũ bằng giá trị D2_G mới, D2_G mới = D2_G cũ * Kết quả đo liều/200. Lặp lại quá trình trên cho đến khi kết quả đo đạc là 200cGy. Trong xạ trị quy định việc chuẩn máy hàng ngày, hàng tuần thì sai số cho phép là 3%. 3.1.2.Các thiết bị đo Trong xạ trị, việc kiểm tra liều chiếu từ máy gia tốc phải được tiến hành thường xuyên bằng những thiết bị đo liều do IAEA cung cấp. Phần thực nghiệm của Luận văn tiến hành đo phân bố liều trên máy gia tốc xạ trị Primus tại bệnh viện K Hà Nội, sử dụng các thiết bị đang được dùng để kiểm tra liều chiếu hàng ngày tại đây. Thiết bị đo là một Dosimeter kết nối với đầu đo là buồng ion hóa Farmer Type chamber FC65 – P. Trên hình 3.1a là thiết bị đo Dosimeter và trên hình 3.1b là đầu đo Famer type chamber FC65-P được sử dụng trong Luận văn. Hình 3.1a. Thiết bị đo Dosimeter Hình 3.1b.Đầu đo Famer type chamber FC65-P Một số thông số kỹ thuật của buồng ion hóa Farmer Type chamber FC65 - P như sau: Công dụng + Đo liều tuyệt đối chùm photon và electron trong xạ trị. + Đo trong không khí, chất rắn, trong phantom nước. + Sử dụng trong việc đo liều thường quy. Các đặc trưng + Buồng ion hóa không khí. + Có cấu trúc lớp nhựa vững chắc giúp việc kiểm tra liều hàng ngày. + Không thấm nước. + Có các lỗ thoát khí qua các lớp không thấm nước. + Được bảo vệ chắc chắn. + Cung cấp cho việc chuẩn máy và có hướng dẫn sử dụng. Vật liệu + Điện cực ngoài POM ( 1.42g/cm3). + Điện cực trong làm bằng nhôm (2.7g/cm3). Kích thước vùng hoạt + Thể tích thông thường 0,65 cm3. + Tổng chiều dài của vùng hoạt 23,2 mm. + Đường kính bên trong của hình trụ 6,2 mm. + Độ dày của lớp vỏ 0,4 mm. Cáp và cầu nối + Kiểu kết nối TNC ba trục. + Chiều dài của dây cáp 1,4m. Thông số hoạt động + Dòng điện dò < 10-15 A. + Độ nhạy 21.10-9 C/Gys. 3.1.3. Phantom Nhiệm vụ thực nghiệm của Luận văn là xác định phân bố liều của chùm photon phát ra từ máy gia tốc xạ trị. Trong thực nghiệm tiến hành đo liều hấp thụ trong các phantom. Do cấu tạo mô cơ thể con người chủ yếu là nước nên người ta sử dụng môi trường nước để đo liều hấp thụ (gọi là phantom nước) khi tính toán liều để điều trị là chính xác nhất. Nhưng trên thực tế, khi đo liều lượng hàng ngày không cần thiết đến loại phantom nước to, cồng kềnh, mà sử dụng loại phantom đặc tiện lợi hơn. Loại phantom này không nhất thiết phải có mật độ vật chất chính xác như mô cơ thể mà chỉ gần đúng. Đó là các tấm mỏng làm bằng polystyrence có tỉ trọng lớn hơn nước một chút. Trong đó có khoan lỗ để đặt đầu đo đúng với độ sâu đo liều tham khảo là 5cm đối với chùm photon 10MV và 7cm cho chùm photon từ 11 đến 25MV. 3.1.3.1 Phantom nước Để thực hiện phép đo liều hấp thụ theo chiều sâu trong Luận văn sử dụng phantom nước đo liều là loại Blue Phantom - Kích thước 40x40x40 cm3 - Nhà sản xuất IBA Dosimetry - Xuất xứ: Đức có dạng như hình 3.2a. Blue phantom thực chất là một thùng lập phương rỗng làm bằng Plastic được tích hợp các thiết bị sau:  Thùng chứa nước: Chứa nước để bơm vào phantom khi cần đo.  Máy bơm nước: Bơm nước từ thùng chứa vào phantom khi cần thực hiện đo đạc và hút nước ra khỏi phantom vào thùng chứa khi kết thúc.  Thiết bị nâng, hạ phantom để điều chỉnh khoảng cách từ nguồn đến bề mặt nước khi cần thiết. Hình 3.2a. Phantom nước. 3.1.3.2. Bộ điều khiển dịch chuyển của buồng ion hóa chính Bộ điều khiển- CCU (Control Unit) được kết nối với máy tính cài đặt phần mềm OmniPro- Accepts. Phần mềm có chức năng điều khiển sự di chuyển của buồng ion hóa chính trong phantom chuyển động lên, xuống, sang trái, sang phải theo các vị trí đã được lập trình sẵn trong phần mềm. Đồng thời CCU thu nhận tín hiệu từ hai buồng ion hóa chính và tham chiếu sau đó truyền tải về máy tính để phần mềm OmniPro-Accepts xử lý. Hình 3.2b Bộ điều khiển của buồng ion hóa CCU 3.1.2.3. Phần mềm thu nhận và xử lý số liệu  Tên phần mềm: OmniPro Accepts - Phiên bản: 6.6c - Nhà sản xuất: IBA Dosimetry; Xuất xứ: Đức. Hình 3.2c Giao diện phần mềm Omnipro-Accepts Các chức năng chính:  Kết nối với CCU để dịch chuyển đầu dò đến các vị trí cần đo liều theo yêu cầu của phần mềm mà người dùng đã nhập vào.  Thu nhận và xử lý số liệu từ buồng ion hóa. Hiển thị kết quả đo đạc: Trong khi tiến hành đo phần mềm OmniPro Accepts tìm kiếm liều hấp thụ cực đại, xác định liều tương đối của các điểm đã đo so với liều cực đại, vẽ đồ thị phân bố liều theo chiều sâu được gọi là liều phần trăm chiều sâu, có dạng như hình 3.2c. 3.2. KẾT QUẢ THỰC NGHIỆM VÀ THẢO LUẬN Phần thực nghiệm của luận văn tiến hành đo liều hấp thụ của bức xạ photon phát ra từ máy gia tốc xạ trị Primus tại bệnh viện K Hà Nội với hai mức năng lượng là 6 MV và 15 MV, là hai loại chùm photon đang được sử dụng trong xạ trị tại đây 3.2.1. Xác định phân bố liều bức xạ photon theo khoảng cách tới bia Để khảo sát sự phân bố liều theo khoảng cách tới bia đã tiến hành đo liều hấp thụ tại các vị trí tương ứng trong điều kiện chế độ phát của máy gia tốc là không đổi. Trong Luận văn đã xác lập chế độ phát chùm bức xạ photon năng lượng 6MV và 15MV và liều hấp thụ tại điểm cách bia 100cm là 100cGy. Buồng ion hóa được đặt cố định trong phantom bằng bằng polystyrence. Kết quả cho trong bảng 3.1. và bảng 3.2 Bảng 3.1 Kết quả đo liều chiếu tại khoảng cách khác nhau tính từ tâm với chùm photon 6MV Khoảng cách tới bia (cm) Liều đo được (cGy) 80 156,41 90 132,43 100 100,02 110 82,63 120 69,45 Bảng số 3.2. Kết quả đo liều chiếu tại khoảng cách khác nhau tính từ tâm với chùm photon 15MV Khoảng cách tới trục chùm chiếu (cm) Liều hấp thụ (cGy) 80 157,02 90 132,21 100 99,92 110 82,79 120 69,21 Từ bảng 3.1 và bảng 3.2 tiến hành xây dựng đồ thị mô tả sự phụ thuộc của liều hấp thụ vào khoảng cách tới trục của chùm bức xạ. Hình 3.3 và hình 3.4 là dạng đồ thị mô tả sự phụ thuộc của liều hấp thụ trong không khí theo khoảng cách tới bia. Liều hấp thụ được đo trên trục chùm chiếu. Do liều hấp thụ tỷ lệ thuận với liều chiếu, nên đồ thị Hình 3.3 và Hình 3.4 cũng là đồ thị mô tả sự phụ thuộc của liều chiếu vào khoảng cách tương ứng với các photon năng lượng 6MV và 15 MV. 80 90 100 110 120 60 80 100 120 140 160 Data: Data1_B Model: lieu Weighting: y No weighting Chi^2/DoF = 19.85622 R^2 = 0.9884 a 1017857.65201±75111.71206 b -5.06146 ±577.86663 B Li eu h ap th u (c G y) khoang cach toi bia (cm) Hình 3.3. Đường cong biểu diễn sự phụ thuộc liều hấp thụ trong không khí theo khoảng cách của chùm photon năng lượng 6 MV 80 90 100 110 120 60 80 100 120 140 160 R^2 = 0.98961 a 1011057.92311 ±70629.52348 b -65.92978 ±542.02002 Li eu h ap th u (c G y) khoang cach toi bia (cm) Hình 3.4. Đường cong biểu diễn sự phụ thuộc liều hấp thụ trong không khí theo khoảng cách của chùm photon năng lượng15MV Từ các đồ thị nhận thấy sự suy giảm của liều chiếu tuân theo quy luật giảm theo bình phương khoảng cách tới bia - đối với chùm photon 6MV hệ số tương quan R=0,9884, đối với chùm photon 15MV hệ số tương quan là R=0,9896. 3.2.2 Phân bố liều hấp thụ ngoài không khí theo khoảng cách tới trục chùm chiếu Thực nghiệm xác định phân bố liều photon phát ra từ máy gia tốc chính là xác định phân bố liều hấp thụ trong không khí. Buồng ion hóa đặt cố định trên mặt bàn, như vậy liều đo hấp thụ đo được thực chất là liều hấp thụ ở ngoài không khí, ngay trên bề mặt da của bệnh nhân. Trong thực tế điều trị và trong các phép kiểm tra chất lượng cũng như khi chuẩn máy gia tốc, khoảng cách từ dầu ra tới điểm khảo sát được chọn là 100cm. Trong thực nghiệm chọn khoảng cách từ đầu ra tới mặt phẳng khảo sát 100 cm với kích thước trường chiếu lớn nhất, tức là không hạn chế trường chiếu. Với khoảng cách trên, tiến hành đo liều hấp thụ tại điểm nằm trên cùng mặt phẳng vuông góc với trục của chùm chiếu. Khoảng cách từ tâm của buồng ion hóa đến trục của chùm chiếu được xác định nhờ hệ thống laze chính xác đến 1mm. Quá trình chiếu và đo được giữ không đổi trong các phép đo, tức là tại mỗi điểm đo liều hấp thụ suất liếu chiếu và thời gian đo như nhau. Trong thực nghiệm chế độ chiếu được chọn để sao cho liều hấp thụ tại trục, tức ở điểm độ lệch tâm bằng không, đo được bằng 500mGy. Kết quả đo cho trong các bảng 3.3 và bảng 3.4. Bảng 3.3. Kết quả đo liều hấp thụ ngoài không khí với chùm photon 6MV Độ lệch trục (cm) Liều hấp thụ (mGy) -25 13,1 -24 34,3 -20 250,2 19 480,6 -18 521,6 -15 521,9 -12 522,1 -9 518,9 -6 516,0 -4 509,1 -2 504,0 0 500,0 2 504,2 4 509,9 6 516,0 9 519,2 12 522,2 15 521,8 18 521,5 19 481,9 20 224,6 24 32,4 25 13,2 Bảng 3.4. Kết quả đo liều hấp thụ ngoài không khí với chùm photon 15MV Độ lệch trục (cm) Liều hấp thụ (mGy) -25 14,1 -24 35,1 -20 251,2 19 482,6 -18 520,8 -15 520,4 -12 520,0 -9 519,2 -6 515,3 -4 508,2 -2 505,1 0 500,0 2 505,4 4 507,9 6 515,5 9 519,6 12 520,2 15 520,6 18 520,9 19 480,7 20 252,6 24 32,4 25 13,2 Từ các số liệu thu được tiến hành xây dựng đồ thị mô tả sự phụ thuộc của liều hấp thụ theo khoảng cách tới trục. Hình 3.5 mô tả sự phân bố của liều hấp thụ trong không khí theo khoảng cách tính tới trục của chùm bức xạ năng lượng 6 MV ứng với khoảng cách tới bia là 100cm. Tương tự, Hình 3.6 mô tả sự phân bố của liều hấp thụ trong không khí theo khoảng cách tính tới trục của chùm bức xạ năng lượng 15 MV ứng với khoảng cách tới bia là 100cm. Phân bố liều hấp thụ trong không khí với chùm photon 6MV 0 100 200 300 400 500 600 -30 -20 -10 0 10 20 30 Độ lệch trục (cm) Li ều h ấp th ụ ( m G y) Hình 3.5. Đường cong phân bố liều hấp thụ trong không khí với chùm photon 6MV Phân bố liều hấp thụ trong không khí với chùm photon 15MV 0 100 200 300 400 500 600 -30 -20 -10 0 10 20 30 Độ lệch trục (cm) Li ều h ấp th ụ ( m G y) Hình 3.6 Đường cong phân bố liều hấp thụ trong không khí của chùm photon 15MV Từ các đồ thị trên hình 3.5 và hình 3.6 nhận thấy phân bố liều hấp thụ trong không khí của chùm photon có dạng đối xứng qua trục. Liều hấp thụ tại trục nhỏ hơn so với miền xung quanh. Để đánh giá độ không bằng phẳng của phân bố liều hấp thụ, người ta sử dụng hệ số: %100. minmax minmax DD DDq   Trong đó Dmax , Dmin là liều hấp thụ cực đại và liều hấp thụ nằm trên trục. Từ các bảng 3.3 và 3.4 nhận thấy độ bằng phẳng của trong phân bố liều hấp thụ trong không khí cỡ 2,2% đối với chùm photon 6MV và từ 2,1% đối với chùm photon 15MV. Liều hấp thụ tương đối bằng phẳng trong khoảng cách 30cm tới trục của chùm chiếu và giảm nhanh khi ra biên. Tại vị trí cách trục 20cm liều hấp thụ giảm chỉ còn 50% liều hấp thụ tại điểm nằm trên trục, sau đó giảm nhanh tới phông khi ra xa biên. Đặc điểm này này cho phép khảng định chùm bức xạ hãm phát ra từ máy xạ trị Primus tại Bệnh viện K Hà Nội chỉ tập trung trong góc nhỏ ngay cả khi không hạn chế trường chiếu. Về mặt an toàn bức xạ hạt nhân, đây chính là một ưu việt nổi bật của xạ trị dùng máy gia tốc so với máy Co-ban và nhất là nguồn đồng vị phóng xạ các tia phóng xạ phát đẳng hướng. 3.2.3. Xác định phân bố liều hấp thụ trong phantom Thực nghiệm đã tiến hành xác định phân bố liều trong phantom cấu tạo tương đương mô có bề dày 20 cm, khoảng cách từ bia đến đầu đo là 100cm. Quá trình thực nghiệm xác định liều hấp thụ tại mỗi điểm được tiến hành tương tự như xác định liều ngoài không khí. Đối với chùm photon 6 MV buồng ion hóa đặt ở độ sâu 5 cm trong phantom. Kết quả thực nghiệm đối với chùm photon năng lượng 6MV kích thước trường chiếu là 40cmx40cm được cho trong bảng 3.5. Các phép đo chế độ chiếu và thời gian đo không thay đổi, liều hấp thụ tại điểm trên trục là 2,000 Gy. Bảng 3.5. Kết quả đo phân bố liều hấp thụ trong phantom với chùm photon 6 MV Độ lệch tâm(cm) Liều hấp thụ(Gy) Độ lệch tâm(cm) Liều hấp thụ(Gy) -20 1,022 1 2,006 -19 2,068 2 2,013 -18 2,102 3 2,046 -15 2,131 4 2,072 -10 2,121 5 2,086 -5 2,088 10 2,122 -4 2,074 15 2,136 -3 2,045 18 2,104 -2 2,015 19 1,967 -1 2,002 20 1,020 0 2,000 Đối với chùm photon 15 MV buồng ion hóa đặt ở độ sâu 7 cm trong phantom. Kết quả thực nghiệm, đối với chùm photon năng lượng 15MV kích thước trường chiếu là 40cm x 40cm, được cho trong bảng 3.6. Từ số liệu bảng 3.5 và bảng 3.6, tiến hành xây dựng đường cong phân bố liều hấp thụ theo khoảng cách tính từ tâm chùm trong phantom cũng chính là trong mô. Hình 3.7 là dạng phân bố liều hấp thụ trong phantom theo khoảng cách tới trục chùm chiếu ứng với chùm photon 6MV. Hình 3.8 là dạng phân bố liều hấp thụ trong phantom theo khoảng cách tới trục chùm chiếu ứng với photon năng lượng 15MV. Bảng 3.6 Kết quả đo phân bố liều hấp thụ trong phantom với chùm photon 15 MV Độ lệch tâm (cm) Liều hấp thụ (Gy) Độ lệch tâm (cm) Liều hấp thụ (Gy) -21 0,592 1 2,016 -20 1,006 2 2,025 -19 1,965 3 2,074 -18 2,123 4 2,113 -15 2,119 5 2,121 -10 2,127 10 2,123 -5 2,123 15 2,115 -4 2,113 18 2,127 -3 2,073 19 1,966 -2 2,027 20 1,110 -1 2,013 21 0,675 0 2,000 Phân bố liều hấp thụ trong phantom của chùm photon 6MV 0 0.5 1 1.5 2 2.5 -25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25 Độ lệch tâm (cm) Li ều h ấp th ụ (G y) Hình 3.7. Đường cong phân bố liều hấp thụ trong phantom của chùm photon 6 MeV Phân bố liều hấp thụ trong phantom của chùm photon 15MV 0 0.5 1 1.5 2 2.5 -25 -20 -15 -10 -5 0 5 10 15 20 25 Độ lệch tâm (cm) Lề u hấ p th ụ (G y) Hình 3.8. Đường cong phân bố liều hấp thụ trong phantom đối với chùm photon 15 MV Từ dạng của các đường cong trên Hình 3.7 và Hình 3.8 cho thấy liều lượng hấp thụ trong mô với chùm photon tia X khá đồng đều trên một mặt phẳng. Độ không bằng phẳng đối với chùm photon 6MV là 3,02% còn chùm photon 15MV là 2,8%. Liều hấp thụ giảm còn 50% tại khoảng cách cỡ 20cm tính đến trục của chùm chiếu. Điều này đáp ứng được yêu cầu đối với chùm tia phát ra từ máy gia tốc trong điều trị như đã được đề cập trong chương 2 của luận văn là phải có liều đồng đều trong mô chiếu và ảnh hưởng rất ít tới tế bào lành xung quanh. Điều này có được là do tác dụng của bộ lọc phẳng chùm tia như đã trình bày trong chương 2. 3.2.4. Xác định phân bố liều hấp thụ theo khoảng cách tới trục trong phantom nước ở độ sâu khác nhau Để đánh giá chính xác phân bố liều hấp thụ trong mô thường các phép đo liều được tiến hành trong phantom nước, như đã trình bày trong mục 3.1.3. Bộ điều khiển –CCU được kết nối với máy tính có cài đạt phần mềm OmniPro- Accepts cho phép di chuyển và xác định vị trí của buồng đo trong phantom nước chính xác tới mm. Phần mềm cho phép xác định liều tương đối tại các điểm đo so với liều tại một điểm nào đó được chọn trước. Trong quá trình đo chùm photon được phát liên tục với suất liều không đổi, thời gian đo tại mỗi điểm như nhau. Trong bảng số 3.7 đưa ra kết quả đo liều hấp thụ tương đối trong phantom nước tại các điểm cách trục với khoảng cách khác nhau, ứng với chiều sâu là 1,6cm và10cm, trường chiếu 10x10cm2, khoảng cách từ bia tới mặt phantom là 100cm đối với chùm photon 6MV. Liều hấp thụ tại các điểm được tính theo liều hấp thụ tại điểm trên trục của chùm chiếu. Ta chọn điểm chính giữa làm chuẩn có liều hấp thụ bằng 1. Từ số liệu thực nghiệm trong bảng 3.7 tiến hàng xây dựng phân bố liều hấp thụ trên mặt phẳng vuông góc với trục của chùm chiếu ứng với độ sâu 1,6cm và 10cm. Bảng 3.7. Kết quả thực nghiệm đo phân bố liều hấp thụ tương đối theo khoảng cách tới trục trong phantom nước ở độ sâu 1,6cm và 10 cm, đối với chùm photon 6 MV, trường chiếu 10cm x 10cm Độ lêch tâm(cm) Ở độ sâu 1,6cm Ở độ sâu 10cm 0 10,000 10,000 0,5 0,9989 10,000 1,0 0,9950 0,9946 1,5 0,9942 0,9905 2,0 0,9980 0,9900 2,5 10,034 0,9905 3,0 10,079 0,9870 3,5 10,110 0,9817 4,0 10,044 0,9650 4,2 0,9893 0,9476 4,4 0,9568 0,9126 4,6 0,8684 0,8338 4,8 0,7074 0,6804 5,0 0,4900 0,4890 5,2 0,2495 0,2741 5,4 0,1196 0,1619 5,6 0,0667 0,1115 5,8 0,0494 0,0894 6,0 0,0392 0,0760 6,2 0,0340 0,0666 6,4 0,0299 0,0602 6,6 0,0269 0,0548 6,8 0,0228 0,0494 7,0 0,0209 0,0450 7,2 0,0178 0,0396 7,4 0,0160 0,0346 - 0,5 0,9989 0,9985 - 1,0 0,9980 0,9978 Bảng 3.7. Kết quả thực nghiệm đo phân bố liều hấp thụ tương đối theo khoảng cách tới trục trong phantom nước ở độ sâu 1,6cm và 10 cm, đối với chùm photon 6 MV, trường chiếu 10cm x 10cm (tiếp theo) Độ lêch tâm(cm) Ở độ sâu 1,6cm Ở độ sâu 10cm - 1,5 0,9992 0,9950 - 2,0 10,023 0,9980 - 2,5 10,114 0,9995 - 3,0 10,174 0,9980 - 3,5 10,196 0,9905 - 4,0 10,121 0,9740 -4,2 10,009 0,9574 -4,4 0,9678 0,9233 -4,6 0,8807 0,8420 -4,8 0,7009 0,6802 -5,0 0,4710 0,4660 -5,2 0,2685 0,2821 -5,4 0,1378 0,1699 -5,6 0,07611 0,1173 -5,8 0,0526 0,0918 -6,0 0,0412 0,0790 -6,2 0,0360 0,0716 -6,4 0,0317 0,0644 -6,6 0,0279 0,0572 -6,8 0,0248 0,0516 -7,0 0,0218 0,0480 -7,2 0,0206 0,0424 -7,4 0,0178 0,0382 Hình 3.9 là đồ thị phân bố liều hấp thụ trên mặt phẳng vuông góc với trục của chùm bức xạ 6MV ở độ sâu 1,6cm. Trục tung của đồ thị là liều tương đối, còn trục hoành là khoảng cách từ điểm đo tới trục chùm chiếu. Hình 3.9. Đồ thị phân bố liều hấp thụ trong phantom nước ở độ sâu 1,6cm đối với chùm photon 6 MV, kích thước trường chiếu 10X10cm2. Tương tự, hình 3.10 là đồ thị phân bố liều trên mặt phẳng vuông góc với trục của chùm bức xạ 6MV ở độ sâu 10cm. Hình 3.10. Đồ thị phân bố liều hấp thụ trong phantom nước ở độ sâu 10cm đối với chùm photon 6 MV, kích thước trường chiếu 10X10cm2 Từ đồ thị trên hình 3.9 và hình 3.10 và số liệu trong bảng 3.7 cho thấy: - Với kích thước trường chiếu 10x10cm2 tại các điểm cách trục nhỏ hơn 4,2cm phân bố liều hấp thụ tương đối đồng đều. - Khi ra tới gần biên, tức là ở những điểm cách trục từ 4,2cm đến 5cm, liều hấp thụ giảm nhanh theo khoảng cách tới trục. Cụ thể với độ sâu 1,6cm tại điểm cách trục 4,2cm liều hấp thụ tương đối xấp xỉ bằng 1. Tại điểm cách trục 4,8cm liều hấp thụ tương đối chỉ còn có 0,707 và khi tăng thêm 2mm tức tại điểm cách trục chùm chiếu 5,0cm liều hấp thụ tương đối chỉ còn lại 0,490 tức giảm đi cỡ một nửa. - Khi ra ngoài biên, liều hấp thụ giảm rất nhanh theo khoảng cách. Cụ thể: + Tại điểm cách 5,4cm liều tương đối chỉ còn có 0,1196 tức là liều hấp thụ chỉ còn lại cỡ 12% so với liều tại điểm nằm trên trục. + Tại điểm cách trục 7,0cm, tức tại điểm này ngoài trường chiếu 2cm,ở độ sâu 1,6 cm liều hấp thụ chỉ còn 2,1% so với điểm nằm trên trục còn ở độ sau 10 cm liều hấp thụ chỉ còn lại 4,5% so với điểm nằm trên trục. Kết quả này khẳng định khi sử dụng chùm photon từ máy gia tốc xạ trị, các mô lành xung quanh bị ảnh hưởng rất nhỏ. Ngoài ra trong thực tế điều trị còn áp dụng chế độ phân liều tức chia liều cần chiếu thành nhiều lần chiếu, vì vậy mỗi lần chiếu các tế bào lành xung quanh nhận được một liều rất nhỏ dễ dàng hồi phục lại sau mỗi lần chiếu. - Điều này trong thực tế điều trị rất có ý nghĩa đặc biệt quan trọng: Tùy thuộc vào kích thước khối u để chọn trường chiếu thích hợp, sao cho trong phạm vi khối u nơi cần chiếu xạ liều hấp thụ đồng đều, còn khi ra ngoài biên liều hấp thụ giảm rất nhanh. Để giảm ảnh hưởng của tia xạ tới khối u ta chỉ cần tạo khuôn chì có bề dày 3cm là đủ an toàn cho các tế bào xung quanh. 3.2.5 . Xác định phân bố liều hấp thụ theo độ sâu ứng với kích thước trường chiếu khác nhau Thực nghiệm đã tiến hành xác định phân bố liều theo độ sâu trong phantom nước ứng với các trường chiếu 10cm x 10cm, 20cm x 20cm, 30cm x 30cm khác nhau. Khoảng cách từ bia đến mặt phantom là 100cm ứng với khoảng cách từ bia đến da của bệnh nhân. Tiến hành xây dựng đường cong phân bố liều hấp thụ trên trục của chùm tia với độ sâu thay đổi. Lần lượt thực hiện với chùm photon 6MV và 15MV. Bảng 3.8 và bảng 3.9 đưa ra kết quả thực nghiệm xác định liều hấp thụ tương đối theo chiều sâu trong phantom nước. Bảng 3.8. Kết quả đo liều hấp thụ tương đối theo độ sâu của chùm photon 6MV Độ sâu (cm) Liều hấp thụ tương đối của chùm photon 6MV theo độ sâu Trường 10x 10cm Trường 20x20 cm Trường 30x30cm 0 0.461 0.537 0.599 0.5 0.669 0.728 0.779 1 0.934 0.951 0.968 1.5 0.998 0.998 1 2 1 0.996 0.994 2.5 0.982 0.98 0.979 3 0.963 0.962 0.963 3.5 0.942 0.943 0.945 4 0.919 0.923 0.927 4.5 0.897 0.905 0.908 5 0.874 0.885 0.89 5.5 0.854 0.866 0.873 Độ sâu (cm) Liều hấp thụ tương đối của chùm photon 6MV theo độ sâu Trường 10x 10cm Trường 20x20 cm Trường 30x30cm 6 0.833 0.847 0.855 6.5 0.812 0.828 0.837 7 0.791 0.81 0.82 7.5 0.773 0.792 0.802 8 0.752 0.776 0.786 9 0.713 0.741 0.751 10 0.674 0.707 0.719 12 0.604 0.641 0.657 15 0.513 0.552 0.57 18 0.432 0.474 0.495 20 0.385 0.427 0.45 25 0.288 0.329 0.35 30 0.217 0.252 0.273 32 0.193 0.226 0.245 Bảng 3.9. Kết quả đo liều hấp thụ tương đối theo độ sâu của chùm photon 15MV Độ sâu (cm) Liều hấp thụ tương đối đối với chùm photon 15MV theo chiều sâu Trường 10x10 cm Trường 20x20cm Trường 30x30cm 0 0.298 0.403 0.487 0.5 0.478 0.576 0.656 1 0.752 0.818 0.868 1.5 0.888 0.928 0.958 2 0.96 0.981 0.994 2.5 0.991 0.998 1.001 3 1 1 0.998 3.5 0.998 0.99 0.988 4 0.987 0.978 0.975 4.5 0.97 0.96 0.958 5 0.953 0.944 0.94 5.5 0.934 0.928 0.925 6 0.917 0.911 0.909 6.5 0.897 0.895 0.893 7 0.88 0.877 0.876 7.5 0.864 0.863 0.862 8 0.848 0.847 0.849 9 0.824 0.816 0.818 10 0.779 0.7895 0.789 12 0.719 0.73 0.734 15 0.634 0.649 0.655 Độ sâu (cm) Liều hấp thụ tương đối đối với chùm photon 15MV theo chiều sâu Trường 10x10 cm Trường 20x20cm Trường 30x30cm 18 0.557 0.578 0.587 20 0.512 0.535 0.545 25 0.415 0.441 0.451 30 0.339 0.363 0.374 33 0.301 0.324 0.334 Từ bảng 3.8 và bảng 3.9 ta xây dựng đồ thị hình 3.11 và hình 3.12 mô tả dạng phân bố của liều hấp thụ tương đối theo chiều sâu trong phantom cũng chính là trong mô đối với chùm photon 6MV và 15MV tương ứng. 0 0.2 0.4 0.6 0.8 1 1.2 0 5 10 15 20 25 30 35Độ sâu (cm) Li ều h ấp th ụ t ươ ng đố i Trường 10x10cm Trường 20x20cm Trường 30x30cm Hình 3.11 Đường cong biểu diễn phân bố liều hấp thụ tương đối theo chiều sâu của chùm photon 6 MV Từ đồ thị hình 3.11 và hình 3.12 nhận thấy rằng trên bề mặt mô hay trên bề mặt phantom liều hấp thụ nhỏ, càng vào sâu liều hấp thụ sẽ tăng dần và đặt cực đại tại chiều sâu cỡ 2cm đối với chùm photon 6 MV và cỡ 3 cm đối với chùm photon 15 MV. Sau vị trị cực đại, càng vào sâu bên trong mô liều hấp thụ giảm dần theo chiều sâu. Dạng phân bố liều hấp thụ tương đối trong mô không phụ thuộc vào kích thước trường chiếu. Từ các đồ thị trên hình 3.11 và hình 3.12 nhận thấy vị trí cực đại của liều hấp thụ không phụ thuộc vào trường chiếu mà chỉ phụ thuộc vào năng lượng của chùm photon mà thôi. 0 0.2 0.4 0.6 0.8 1 1.2 0 5 10 15 20 25 30 35 Độ sâu (cm) Li ều h ấp th ụ t ươ ng đố i Trường 10x10cm Trương 20x20cm Trường 30x30cm Hình 3.12. Đường cong biểu diễn phân bố liều hấp thụ tương đối theo chiều sâu của chùm photon 15 MV Dạng của đồ thị có thể được giải thích như sau. Ban đầu với chiều sâu nhỏ khi đi trong mô cường độ chùm photon coi như không đổi, mặt khác khi năng lượng photon nhỏ xác suất tương tác của photon với vật chất nhỏ hay nói cách khác năng lượng chùm photon truyền cho mô nhỏ, dẫn tới liều hấp thụ nhỏ. Càng đi sâu vào trong, do tương tác với các tế bào trong mô, photon mất dần năng lượng của mình dẫn tới xác suất tương tác với mô tăng, năng lượng chùm photon truyền cho mô trên một đơn vị đường đi tăng dần, kết quả liều hấp thụ tăng theo chiều sâu. Sau cực đại, ở đó chiều sâu đủ lớn, khi đó hiệu ứng suy giảm cường độ chùm photon trở lên đáng kể, vì vậy khi chiều sâu tăng, liều hấp thụ giảm dần. Kết quả thực nghiệm trong chương 3 đã chỉ ra sự phân bố liều hấp thụ ngoài không khí hay thực chất trên bề mặt mô và phân bố liều hấp thụ trong mô có dạng như nhau. Đó là: trong phạm vi trường chiếu trên cùng mặt phẳng vuông góc với trục của chùm photon, liều phân bố tương đối đồng đều và giảm nhanh khi ra ngoài biên. Chính đặc điểm này làm cho phương pháp xạ trị bằng máy gia tốc có hiệu quả cao hơn so với dùng chùm gamma từ nguồn 60Co. Dạng phân bố liều hấp thụ trong mô phụ thuộc chỉ phụ thuộc vào năng lượng của chùm photon mà không phụ thuộc vào kích thước trường chiếu. KẾT LUẬN Bản Luận Văn đã đạt được mục tiêu đề ra, cụ thể: 1. Bản Luận Văn đã tìm hiểu cơ sở vật lý và cơ sở sinh học của phương pháp xạ trị. Cơ sở vật lý chủ yếu của phương pháp xạ trị là dựa trên tương tác của các loại bức xạ bêta và gamma đối với vật chất. Cơ sở sinh học của phương pháp xạ trị là dựa trên tác dụng sinh học của tia xạ, trong đó quan trọng nhất là tác dụng làm chết tế bào. Từ đường cong mô tả xác suất tiêu diệt tế bào phụ thuộc vào liều chiếu, đã chỉ ra rằng với liều chiếu thích hợp chủ yếu tiêu diệt các tế bào ung thư, trong khi đó các tế bào lành ít bị ảnh hưởng. Phần thực nghiệm đã tiến hành đánh giá phân bố liều hấp thụ của chùm photon năng lượng 6MV và 15 MV trên máy gia tốc xạ trị Primus tại Bệnh viện K- Hà Nội. 2. Tiến hành đánh giá sự suy giảm liều hấp thụ ngoài không khí và do đó là liều chiếu của chùm photon 6MV và 15MV gây ra tại các điểm nằm trên trục của chùm chiếu. Kết quả chỉ ra rằng liều chiếu do chùm bức xạ photon gây ra tại mỗi điểm khảo sát giảm theo quy luật bình phương khoảng cách tới bia. 3. Đánh giá phân bố liều hấp thụ của chùm tia photon năng lượng 6 MV và 15 MV gây ra tại các điểm nằm trên mặt phẳng vuông góc với trục của chùm chiếu. Với trường chiếu có kích thước cực đại, kết quả cho thấy đối với các điểm cách trục nhỏ hơn 20 cm, phân bố liều của chùm chiếu khá đồng đều trên mặt phẳng vuông góc với trục của chùm tia. Kết quả Luận văn cho phép khẳng định chùm bức xạ hãm phát ra từ máy xạ trị Primus chỉ tập trung trong góc nhỏ ngay cả khi không hạn chế trường chiếu. 4. Đã đánh giá phân bố liều hấp thụ trên mặt phẳng vuông góc với trục chùm chiếu đối với chùm photon 6 MV và ứng với trường chiếu 10cm x10cm. Kết quả chỉ ra rằng trong phạm vi bên trong trường chiếu, liều hấp thụ tương đối bằng phẳng, khi ra ngoài biên, liều hấp thụ giảm rất nhanh theo khoảng cách tới trục của chùm bức xạ. Liều hấp thụ khi ra khỏi ngoài biên 2cm liều chỉ còn cỡ 2%. Tính chất này trong thực tế điều trị rất có ý nghĩa: Tùy thuộc vào kích thước khối u tiến hành chọn trường chiếu thích hợp sao cho trong phạm vi khối u, nơi cần chiếu xạ liều hấp thụ đồng đều, còn khi ra ngoài biên ứng với ví trí tế bào lành xung quanh, liều hấp thụ giảm rất nhanh. Để giảm ảnh hưởng của tia xạ tới tế bào lành xung quanh, ta chỉ cần tạo khuôn chì có bề dày không quá 5cm, trên thực tế bề dày khuôn chì chỉ cần 3cm là đủ an toàn cho các tế bào xung quanh. 6. Đã tiến xây dựng phân bố liều hấp thụ tương đối theo chiều sâu phantom hay còn gọi là liều sâu phần trăm trong phantom nước đối với chùm photon 6 MV và 15 MV, với các trường chiếu khác nhau tương ứng với chiều sâu 1,6cm và 10cm. Kết quả chỉ ra rằng: Dạng phân bố liều hấp thụ trong mô chỉ phụ thuộc vào năng lượng của chùm photon mà không phụ thuộc vào kích thước trường chiếu. Các kết quả thực nghiệm thu được trong Luận văn cho phép ta khẳng định tính ưu việt của việc sử dụng chùm photon phát ra từ máy gia tốc Primus để điều trị khối u sâu. TÀI LIỆU THAM KHẢO 1 . Nguyễn Thái Hà, Nguyễn Đức Thuận (2006), Y học hạt nhân và kỹ thuật xạ trị , Nhà Xuất Bản Bách Khoa - Hà Nội. 2. Ngô Quang Huy (2004), An toàn bức xạ ion hoá, Nhà Xuất Bản Khoa Học và Kỹ Thuật 3. Ngô Quang Huy (2004), Cơ sở vật lý hạt nhân, Nhà Xuất Bản Khoa Học và Kỹ Thuật 4. Nguyễn Xuân Kử (6/2000), Nguyên lý máy gia tốc xạ trị ung thư, Hội thảo về máy gia tốc tổ chức 26-27/6/2000 tại Viện Ung thư Trung ương 5. Nguyễn Xuân Kử (6/2000), Cơ sở vật lý và các thiết bị chủ yếu trong xạ trị, Hội thảo về máy gia tốc tổ chức 26-27/6/2000 tại Viện Ung thư Trung ương 6. Bùi Văn Loát ( 2009), Địa vật lý hạt nhân, Nhà Xuất Bản Khoa Học và Kỹ Thuật 7. Nguyễn Thị Kim Ngân, Lê Hùng ( 2004), Sinh học phóng xạ, Nhà Xuất Bản Đại Học Quốc Gia Hà Nội 8. Phùng Phướng, Nguyễn Văn Cầu, Nguyễn Trần Thúc Huân (2000), Đại cương về ung thư, giáo trình của Trường Đại học Y Dược Huế