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

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

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

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

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

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

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

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

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

×
A
h
×
i
E
×
n
i

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

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

gây ra.
( )
s/Gy
m
A
D
i
ii
h
∑

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

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

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

đại
Xử lý
trung tâm

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