فهرست مطالب
فصل اول تومورها و روش‌های مختلف درمان با پرتو

تومور ، تودۀ غیرطبیعی بافت بدن است که در آن سلول‌ها تحت یک الگوی غیرعادی رشد کرده و تقسیم می‌شوند؛ بنابراین با افزایش تعداد چنین سلول‌هایی، تناسب میان آن‌ها و سلول‌های بافت سالم اطراف از بین می رود و با ادامۀ این‌ روند حتی بعد از توقف عامل الگوسازی غیرطبیعی، تومور به وجود می‌آید. انواع مختلف تومور را می‌توان در سه گروه دسته بندی کرد:
1. تومورهای خوش‌خیم که توانایی حمله به بافت‌های اطراف را ندارند. این مشخصه (حمله به بافت‌های اطراف) از ویژگی‌های یک تومور سرطانی است؛ بنابراین تومورهای خوش‌خیم، سرطانی نیستند و عموماً آهنگ رشد کمتری نسبت به تومورهای بدخیم دارند.
2. تومورها می‌توانند پیش‌بدخیم باشند؛ یعنی شکل اولیه و ابتدایی سرطان که در آن تهاجم سلول‌های تومور به بافت‌های اطراف، قبل از نفوذ به غشای پایه صورت نمی‌گیرد. به عبارت دیگر سلول‌های یک تومور پیش‌بدخیم، سر جای خود زیاد می‌شوند و اگر زمان کافی وجود داشته باشد، می‌توانند شکل بدخیم یا همان تومور سرطانی پیدا کنند.
3. تومورهای بدخیم که عموماً سرطان نامیده می‌شوند، قابلیت هجوم و تخریب بافت‌های اطراف را دارند و ممکن است سبب ایجاد متاستاز (گسترش سرطان از یک عضو یا بخش بدن به بخش‌های غیرمجاور) و درنهایت مرگ شوند.
تومورهای سرطانی ناشی از متاستاز تومورهای اصلی، نئوپلاسم ثانویه نام دارند؛ برای چنین سرطان‌های خاصی، تکرار فرآیند درمان مورد نیاز است؛ این فرآیند می‌تواند شیمی‌درمانی و یا پرتودرمانی باشد.
1-2- پرتودرمانی
پرتودرمانی که در آن از تابش‌های یونیزان استفاده می‌شود، عموماً بخشی از درمان سرطان است که به کمک آن سلول‌های بدخیم، کنترل و یا کشته می‌شوند؛ به‌عنوان مثال از پرتودرمانی می‌توان در کنار شیمی‌درمانی (قبل، بعد و یا در طول درمان) در سرطان‌های حساس و یا بعد از جراحی و برداشتن تومور بدخیم و اصلی استفاده کرد تا از بازگشت مجدد تومور جلوگیری شود. پرتودرمانی می‌تواند برای شماری از سرطان‌ها روش مؤثر درمان به شمار آید؛ به شرط آن که تومور در یک بخش از بدن قرار گرفته باشد.
اولین کاربرد پزشکی برای پرتوهای یونیزان در سال 1895، به اشعۀ ایکس برمی‌گردد [ – ]. از دهه‌‌های بعد آن، پرتودرمانی به یکی از گزینه‌های اصلی درمان تبدیل شده است [ ]. جنبه‌های زیادی در پرتودرمانی، مانند مدل‌سازی‌های مختلف از تابش، جهت‌گیری پرتو و میزان دوز درنظرگرفته می‌شوند. تمرکز اصلی در تحقیقات و توسعۀ پرتودرمانی روی از بین بردن بافت سرطانی است؛ در حالی که حداقل تابش به بافت سالم برسد. در یک درمان ایده‌آل، تومور بدون آن که آسیبی به ساختارهای سالم وارد شود، درمان می‌گردد. این امر به دلایل مختلفی، از جمله عدم‌ قطعیت در تعریف حجم هدف و تحویل دوز درمانی طراحی شده، ممکن نیست؛ به‌علاوه به کار بردن پرتودرمانی خارجی، مستلزم نفوذ پرتو به بافت‌های سالم در مسیر عبور پرتو تا رسیدن به تومور است. در طراحی درمان برای پرتودرمانی از فرمول‌بندی‌های ریاضی و فیزیکی استفاده می‌شود تا تحویل دوز به مقدار زیاد و منطبق با هدف، به‌طور بهینه صورت گیرد و دوزی که به ساختارهای حیاتی و حساس می‌رسد، محدود شود. آستانۀ تحمل دوز برای ساختارهای حساس و همچنین دوز مورد نیاز برای انواع مختلف تومور براساس تجربه‌های درمانی تعریف می‌شود. بنابر آنچه که گفته شد، پیشرفت‌های فنی در پرتودرمانی عمدتاً مربوط به کاهش دوز به بافت سالم در حین تحویل دوز تجویز شده به هدف و یا افزایش دوز تحویلی به هدف، بدون تغییر در دوز رسیده به بافت سالم می‌باشد. سیستم‌های کامپیوتری طراحی درمان، پیشرفت در فناوری‌های عکسبرداری و معرفی اشعۀ ایکس از مرتبۀ مگاولت، نمونه‌هایی از روش‌های جدیدی هستند که دقت تحویل پرتو را در طول تاریخچۀ پرتودرمانی افزایش داده است. روش دیگر کاهش دوز به ساختارهای حساس، استفاده از انواع مختلف ذرات است [ ] که در بخش‌های بعد به طور مفصل به آن پرداخته خواهد شد.
1-2-1- مزایای پرتودرمانی
پرتودرمانی به‌عنوان یکی از روش‌های درمان سرطان، دارای مزیت‌هایی است. مزیت عمدۀ این ‌روش آن است که دوزیمتری تابش (تعیین مقدار تابش جذب شده) که بر پایۀ فیزیک بنا نهاده شده، امکان طراحی

پیش از درمان را برای تک تک بیماران پرتودرمانی فراهم آورده و میزان دوز جذبی مورد نیاز را با توجه به حجم درمانی و اندام‌های حساس و حیاتی محاسبه می‌کند؛ اما در درمان با روش‌های دارویی یا عوامل زیستی، تلاش‌ها برای رسیدن به کمیت‌های قابل مقایسه همچنان ادامه دارد. مزیت دیگر، قابلیت عبور پرتو از مناطق بدون جریان خون یا جابه‌جایی فعال سلول‌ها است؛ چنین مناطقی در روش‌های دارویی از دستیابی به داروهای مورد نظر محروم می‌مانند؛ ضمن اینکه در این نوع درمان‌ها، پس از مدتی بافت مورد نظر نسبت به دارو مقاوم می‌شود؛ چنین حالتی در پرتودرمانی بسیار کم رخ می‌دهد.
1-2-2- فرآیند کلی پرتودرمانی
انرژی پرتو از طریق برهم‌کنش‌های اتمی و هسته‌ای به بافت منتقل می‌شود. تخلیۀ انرژی در بافت در چنین برهم‌کنش‌هایی به وسیلۀ دوز جذبی تعیین می‌گردد. بسته به تعداد و همبستگی فضایی چنین برهم‌کنش‌هایی که عمدتاً با DNA سلولی صورت می‌گیرند، این برهم‌کنش‌ها می‌توانند به جهش یا شکست کامل رشته‌های DNA و به دنبال آن مرگ سلول منجر شوند [4]. آسیب وارد شده به DNA، ناشی از یونش مستقیم و یا غیرمستقیم اتم‌هایی است که زنجیرۀ DNA را تشکیل می‌دهند. نوع این یونش وابسته به نوع پرتو فرودی است؛ این پرتو می‌تواند از ذرۀ باردار و یا خنثی تشکیل شده باشد.
یونش غیرمستقیم نتیجۀ یونش مولکول‌های آب است که منجر به تولید رادیکال‌های آزاد و به‌ویژه رادیکال‌های هیدروکسیل می‌شود و موجب آسیب رساندن به DNA می‌گردد. در فوتون‌تراپی، بیشترین اثر تابشی از طریق رادیکال‌های آزاد صورت می‌گیرد. از آنجایی که سلول‌ها، فرآیند‌هایی برای بازسازی آسیب تک‌رشته‌ای DNA دارند، شکست‌های دو‌رشته‌ای، مهم‌ترین روش برای ایجاد مرگ سلولی است. سلول‌های سرطانی بیشتر شبیه سلول‌های بنیادی هستند و بیشتر از سلول‌های سالم، بازتولید می‌شوند و توانایی کمی برای بازسازی آسیب وارد شده دارند. آسیب‌های وارده به DNA از طریق تقسیم سلولی انتقال داده می‌شوند و انتقال این DNA معیوب در نهایت موجب مرگ سلول و یا بازتولید بسیار آهسته‌تر سلول‌های سرطانی می‌گردد

مقایسۀ توزیع دوز بین روش درمانی IMRT در سمت چپ وIMPT در سمت راست

مقایسۀ توزیع دوز بین روش درمانی IMRT در سمت چپ وIMPT در سمت راست

1-1-تعریف تومور و انواع آن…………………………………………………. 2
1-2-پرتودرمانی……………………………………………………………… 3
1-2-1-مزایای پرتودرمانی…………………………………………………… 3
1-2-2-فرآیند کلی پرتودرمانی…………………………………………….. 4
1-2-3-انواع پرتودرمانی……………………………………………………. 4
1-3-مقایسۀ فوتون‌تراپی و پروتون‌تراپی…………………………………. 8
1-4-توزیع دوز برحسب عمق برای ذرات مختلف……………………….. 11
1-5-تومورهای چشم…………………………………………………….. 12
1-5-1-ملانوما……………………………………………………………… 13
1-5-2-روش‌های مختلف درمان تومورهای چشمی…………………… 14

برای دانلود رایگان قسمت های بیشتراز فایل به انتهای مطلب مراجعه کنید

فصل دوم مشخصات فیزیکی و زیستی پروتون‌ها و روش به‌کارگیری آن‌ها در پروتون‌تراپی

پرتودرمانی نقش مهمی در درمان سرطان ایفا می‌کند و بعد از جراحی، رایج‌ترین و موفق‌ترین شکل به‌کار گرفته شده برای درمان است. بیش از 50% بیماران با تومورهای بدخیم، با این‌روش مداوا می‌شوند[ ]. همان‌طور که بیان شد، در پرتودرمانی، مسئلۀ مهم، تحویل دوز به روشی است که به طور ایده‌آل برای حجم هدف، 100% دوز مورد نیاز جهت از بین رفتن سلول‌های سرطانی فراهم شود؛ درحالی که دوز بافت سالم اطراف، صفر باشد. در عمل و در پرتودرمانی خارجی، این مسئله به دلیل توزیع دوز بخش ورودی تابش، ممکن نیست. طی 50 سال گذشته، پیشرفت‌های زیادی برای بهبود سیستم تحویل دوز به سمت موقعیت ایده‌آل صورت گرفته که منجر به افزایش میزان کنترل دوز شده است.
استفاده از ذرات باردار و سنگین در پرتودرمانی و نقش مؤثر آن‌ها در درمان سرطان، اولین بار در سال 1946 توسط رابرت ویلسون طی بررسی مشخصات توزیع دوز پرتوهای پروتون پیشنهاد شد [ ]؛ در واقع دلیل اصلی برای استفاده از این ذرات، نحوۀ تخلیۀ دوز آن‌ها است. زمانی که پرتوهای پروتون با ماده برهم‌کنش می‌کنند، دوز نسبتاً کمی در مناطق سطحی از مسیر ذره تخلیه می‌شود و در نزدیکی انتهای برد، دوز با شیبی بسیار تند افزایش می‌یابد؛ لذا در راستای عمق، پیکی به نام پیک براگ ایجاد می‌شود که بعد از آن، دوز به‌صورت ناگهانی به صفر افت پیدا می‌کند؛ بنابراین دوز بالایی از تابش یونیزان به تومور عمقی تحویل داده می‌شود؛ درحالی که بافت‌های سالم اطراف، دوز اضافه‌ای دریافت نمی‌کنند و تقریباً هیچ دوزی هم به بافت‌های سالم بعد از تومور نمی‌رسد. پیشنهاد ویلسون برای استفاده از پروتون‌ها و گسترش آن به استفاده از یون‌های سنگین، برپایۀ فیزیک شناخته شدۀ ذرات باردار صورت گرفته است. ویلسون همچنین چند مفهوم نو‌آورانه ارائه داد که در تحویل پرتوهای پروتون به تومور استفاده می‌گردد. یکی از این مفاهیم، استفاده از چرخ مدولاسیون برد برای تولید پهن‌شدگی پیک براگ (SOBP) است تا تومورهای بزرگ‌تری را نسبت به آن‌هایی که می‌توانند با پیک براگ‌های اولیه درمان شوند، تحت پوشش قرار دهد.
مشابه فوتون‌تراپی، پیشرفت در پروتون‌تراپی با پیشرفت فناوری شتاب‌دهنده گره خورده است؛ از این‌رو اولین استفاده از پرتوهای پروتون برای درمان بیماران، توسط توبیاس ، لارنس و دیگران به‌وسیلۀ سیکلوترون 184 اینچی در لابراتوار لارنس در برکلی (LBL) در اواسط دهۀ 1950 انجام شد. آن‌ها غدۀ هیپوفیز را با پرتوهای عبوری از مغز، درمان و از روش‌هایی برای توقف ذره در تومور و تشکیل پیک براگ استفاده کردند. در سال 1957، گروه LBL با استفاده از همین سیکلوترون، یون‌های هلیوم را نیز برای درمان سرطان شتاب دادند. با این سیکلوترون بیماران تا سال 1992 درمان می‌شدند.
در اواخر دهۀ 1950، لارسون و لکسل در انستیتوی گاستاف ورنر در آپسالای سوئد روی روش‌های توسعه یافتۀ رادیوجراحی با استفاده از پرتوهای پروتون برای درمان تومورهای مغز کار کردند. آن‌ها برای اولین بار از مدولاسیون برد استفاده نمودند تا منطقه‌ای یکنواخت از دوز در طول مسیر پرتو یا همان SOBP را ایجاد نمایند؛ همچنین از اسکن پرتو به‌منظور تولید میدان‌های درمانی بزرگ در بعد عرضی استفاده کردند. در سال 1980، انستیتوی ملی در علوم رادیولوژی در شیبای ژاپن، سیستم اسکن نقطه‌ای برای تحویل پروتون در درمان را توسعه داد. اولین بیمارستان جهان برپایۀ پروتون‌تراپی نیز یک مرکز سیکلوترون با انرژی کم (MeV 72-62) برای درمان تومورهای چشم در کلتربریج انگلستان در سال 1990 بود. جدول2-1، فهرستی از تجهیزات درمانی پروتون‌تراپی و تعداد بیماران درمان شده به‌وسیلۀ آن‌ها را نشان می‌دهد. تعداد بیماران درمان شده با استفاده از پروتون تا پایان سال 2010 در حدود 74000 نفر در 27 مرکز پروتون‌تراپی در سراسر جهان گزارش شده است [ ].

پروتون‌ها به سه روش متمایز با ماده برهم‌کنش می‌کنند. آن‌ها از طریق هزاران برخوردی که با الکترون‌های اتمی دارند، دچار کاهش سرعت می‌شوند و از طریق هزاران برخوردی که با هستۀ اتمی دارند، منحرف می‌گردند. پروتون‌ها گاهی به هسته نیز برخورد می‌کنند که طی آن ذرات ثانویه‌ای تولید می‌شوند. این فرآیندها به ترتیب توقف ، پراکندگی و برهم‌کنش‌های هسته‌ای نام دارند. فرآیندهای توقف و پراکندگی از طریق برهم‌کنش‌های الکترومغناطیسی که بین بار پروتون و بار الکترون‌های اتمی یا هسته صورت می‌گیرد، ایجاد می‌شوند. چنین برهم‌کنش‌هایی، ساده هستند و به خوبی قابل درک می‌باشند؛ ضمن اینکه تئوری‌های ریاضی‌وار و جامعی برای توصیف آن‌ها وجود دارند. در مقابل، تصویر کلی که از برهم‌کنش‌های هسته‌ای وجود دارد، با مدل‌هایی درهم‌آمیخته شده است. این برهم‌کنش‌ها نسبتاً کم اتفاق می‌افتند و با تقریب‌های ساده نیز می‌توان آن‌ها را برای کاربردهای پرتودرمانی، در حد کافی و مورد نیاز لحاظ کرد.

نمایی از سیستم پراکندگی دوگانه با استفاده از حلقه‌های مسدودکننده

نمایی از سیستم پراکندگی دوگانه با استفاده از حلقه‌های مسدودکننده

2-1-تاریخچۀ پروتون‌تراپی……………………………………………………… 21
2-2-انواع مختلف برهم‌کنش پروتون با ماده…………………………………. 24
2-2-1-تئوری توقف پروتون…………………………………………………….. 25
2-2-2- تئوری پراکندگی پروتون……………………………………………….. 31
2-2-3-برهم‌کنش‌های هسته‌ای پروتون……………………………………… 37
2-2-4-توزیع دوز عمقی پروتون و پیک براگ………………………………….. 41
2-3-مشخصات فیزیکی دوز پروتون جهت طراحی درمان…………………… 43
2-4-تحویل پرتو با استفاده از سیستم پراکندگی کنش‌پذیر……………….. 44
2-4-1-روش‌های مدولاسیون برد پروتون……………………………………… 45
2-4-2-روش‌های پراکندگی پروتون…………………………………………… 52
2-5-تحویل پرتو با استفاده از سیستم اسکن مغناطیسی…………………. 56
2-6-کمیت‌های فیزیکی پایه در پروتون‌تراپی…………………………………. 59
2-6-1-سینماتیک پروتون………………………………………………………… 59
2-6-2-ارتباط بین آهنگ دوز و جریان پرتو پروتون……………………………… 60
2-7-اثرات زیستی پروتون‌………………………………………………………. 62

فصل سوم مشخصات فیزیکی شتاب‌دهنده‌های پروتونی

شتاب‌دهنده‌های ذرات، ابزاری هستند که از میدان‌های الکترومغناطیسی، جهت سوق دادن ذرات باردار به سرعت‌های بالا استفاده می‌کنند تا آن‌ها را به‌صورت پرتویی از ذرات درآورند [ ]. چنین شتاب‌دهنده‌هایی به‌منظور استفاده و تحقیق در فیزیک ذرات (مانند LHC در سرن)، و یا در کاربردهای متنوع‌تری از جمله ذره‌درمانی مورد استفاده قرار می‌گیرند. دو طبقه‌بندی پایه‌ای برای این سیستم‌ها وجود دارد؛ یکی از آن‌ها برپایۀ میدان‌های الکتروستاتیکی و دیگری برپایۀ میدان‌های نوسانی می‌باشد. شتاب‌دهنده‌هایی که با میدان‌های نوسانی کار می‌کنند، از میدان‌های الکترومغناطیسی با بسامد تابشی استفاده می‌نمایند تا ذرات را شتاب دهند. ولتاژ بالا ناشی از تخلیۀ الکتریکی، سبب شتاب ذرات تا انرژی‌های بالاتر می‌شود. در چنین شرایطی، الکترودها می‌توانند به‌صورت خطی و یا دایروی چیده شوند. در شتاب‌دهنده‌های خطی، ذرات در یک مسیر مستقیم شتاب داده می‌شوند. از این شتاب‌دهنده‌ها اغلب برای فراهم آوردن شتاب اولیه با انرژی کم برای ذرات، قبل از ورود آن‌ها به شتاب‌دهنده‌های دایروی استفاده می‌گردد. در شتاب‌دهنده‌های دایروی، ذرات در یک مسیر دایره‌ای شکل حرکت می‌کنند تا زمانی که به انرژی مناسب برسند. مزیتی که شتاب‌دهند‌ه‌های دایروی نسبت به شتاب‌دهنده‌های خطی دارند، این است که چینش دایره‌ای این سیستم‌ها، امکان شتاب پیوستۀ ذرات را به‌طور نامحدودی فراهم می‌آورد. مزیت دیگر این‌که شتاب‌دهنده‌های دایروی کوچک‌تر از شتاب‌دهنده‌های خطی با توان مشابه هستند؛ به این معنا که یک شتاب‌دهندۀ خطی برای آن‌که توانی معادل با یک شتاب‌دهندۀ دایروی داشته باشد، باید دارای طول بسیار بلندی باشد. به‌طور کلی دو دستۀ مهم از شتاب‌دهنده‌های دایروی که در حال حاضر در سیستم‌های پروتون‌تراپی استفاده می‌شوند، سیکلوترون‌ها و سینکروترون‌ها هستند که در ادامه به توضیح مختصری دربارۀ ویژگی‌های فیزیکی و ساز و کار کلی عملکرد آن‌ها می‌پردازیم:
3-2- سیکلوترون
سیکلوترون‌های جدیدی که در پروتون‌تراپی مورد استفاده قرار می‌گیرند، پروتون‌ها را تا انرژی MeV250-230 شتاب می‌دهند [ – ]. در مقایسه با سیکلوترون‌های اولیه، سیکلوترون‌های جدید نسبتاً کم‌حجم هستند. ارتفاع آهنربا‌ها تقریباً m 5/1 و قطر آن‌ها زمانی‌که به‌ترتیب با سیم‌پیچ‌های ابررسانا و یا سیم‌پیچ‌هایی با دمای اتاق تجهیز می‌شوند، بین m 5/3 تا m 5 می‌باشد [4]. مهم‌ترین مزیت یک سیکلوترون، پیوستگی پرتو خروجی ( پیوستگی موج یا CW ) است؛ ضمن اینکه شدت پرتو خروجی می‌تواند خیلی سریع به میزان دلخواه، تنظیم شود. اگرچه سیکلوترون انرژی خروجی ثابتی دارد، اما این انرژی در بدن بیمار می‌تواند به‌طوردقیق به‌وسیلۀ کاهنده‌های انرژی و طراحی مناسب خط پرتو تنظیم گردد؛ به‌علاوه، سادگی در طراحی این شتاب‌دهنده و نیز اجزای نسبتاً کم آن، اغلب به‌عنوان مزیتی برای شتاب‌دهندۀ سیکلوترونی درنظر گرفته می‌شود. به‌طور کلی اجزای اصلی یک سیکلوترون کم‌حجم عبارت است از:
سیستم بسامد تابشی (RF ) که میدان‌های قوی الکتریکی را تولید می‌کند و به‌وسیلۀ آن پروتون‌ها شتاب داده می‌شوند.
یک آهنربای قوی که مسیر ذره را داخل یک مدار مارپیچی محصور می‌کند تا پروتون‌ توسط ولتاز RF مجدداً شتاب داده شود.
یک چشمۀ پروتونی در مرکز سیکلوترون که پس از یونیزه شدن گاز هیدروژن، پروتون‌ها از آن خارج می‌شوند.
سیستم خروجی که پروتون‌هایی را که به بیشینه انرژی موردنظر رسیده‌اند، به خارج از سیکلوترون و داخل سیستم انتقال پرتو هدایت می‌کند.
3-2-1- سیستم بسامد تابشی (RF)
سیستم RF معمولاً شامل دو یا چهار الکترود می‌باشد که بین قطب‎‌های آهنربا قرار داده می‌شوند. (به‌خاطر شکل این الکترودها در سیکلوترون‌های اولیه، اغلب دی نامیده می‌شوند.) الکترودهای دی به مولد RF متصل می‌گردند که یک ولتاژ نوسانی بین kV30 تا kV100 با فرکانس ثابت در محدودۀ MHz100-50 ایجاد می‌کند [4].
پارامترهای مهم در سیستم RF، ولتاژ و بسامد RF می‌باشند. کمینه مقدار برای ولتاژ RF، اولین چرخه را در شتاب‌دهنده ایجاد می‌کند که به‌وسیلۀ آن پروتون‌ها از چشمۀ یونی در مرکز سیکلوترون، خارج می‌شوند و از طریق روزنه‌ها و اتصالات بین نیمه‌های بالا و پایین الکترودها، عبور می‌کنند. ولتاژ بالای RF نیز EΔ بزرگی را ایجاد می‌کند. این امر سبب می‌شود که حساسیت پرتو نسبت به خطا در ایجاد میدان مغناطیسی کمتر باشد و بازده خروجی بالایی به دست آید. از طرف دیگر، دورۀ تناوب (1/بسامد) برای ولتاژ RF، در هر الکترود، برای موقعیت سمتی پروتون‌ها در تمامی شعاع‌ها، باید یکسان باشد؛ براین اساس در زمان T یک پروتون با بار الکتریکی q و جرم m برای آن‌که یک چرخه را با شعاع r ایجاد کند، نیروی لورنتس Bqv طبق معادلۀ (3 1)، به‌صورت نیروی مرکزگرا عمل می‌نماید:

3-1-مقدمه…………………………………………………………………… 65
3-2-سیکلوترون……………………………………………………………… 66
3-2-1-سیستم بسامد تابشی (RF)ا……………………………………. 67
3-2-2-میدان مغناطیسی…………………………………………………. 68
3-2-3-چشمۀ پروتونی……………………………………………………….69
3-2-4-معرفی پارامترهای مرتبط با فرآیند درمان در پروتون‌تراپی برای یک سیکلوترون………………………………………………………………………. 70
3-2-5-معرفی پارامترهای توصیف‌کنندۀ مشخصات تعدادی از شتاب‌دهنده‌های سیکلوترونی …………………………………………………………………………………71
3-3-سینکروترون……………………………………………………………. 72
3-4-شتاب‌دهنده‌های خطی برپایۀ پروتون‌تراپی…………………………. 74
3-5-سیکلوترون لابراتوار هاروارد (HCL)ا…………………………………. 74
3-5-1-مشخصات فنی سیکلوترون HCLا…………………………………… 75
3-5-2-سیستم شکل‌دهندۀ پرتو پروتونی برای HCL جهت درمان تومورهای چشمی…………………………………………………………………………… 76

برای دانلود رایگان قسمت های بیشتراز فایل به انتهای مطلب مراجعه کنید

فصل چهارم شبیه‌سازی نازل و محاسبات دوزیمتری در پروتون‌تراپی تومورهای چشمی

همان‌طور که قبلاً هم به آن اشاره شد، موقعیت پیک براگ در منطقۀ تحت درمان، متناسب با انرژی پرتو فرودی می‌باشد؛ به این معنا که هر چه انرژی پروتون بیشتر باشد، ذره در عمق بیشتری از هدف نفوذ می‌کند و پیک براگ در بخش‌های عمقی‌تری از هدف تشکیل می‌شود و با کاهش انرژی، پیک در قسمت‌های سطحی‌تر قرار می‌گیرد؛ از این رو لازم است که عمق منطقۀ تحت درمان و نیز انرژی متناظر با برد مورد نیاز برای پروتون‌‌های مورد استفاده در درمان به‌درستی تعیین شود. در ابتدای این فصل به‌وسیلۀ پروتون‌های تک انرژی، محدودۀ تغییرات انرژی پروتون جهت تحت پوشش قرار دادن یک تومور چشمی به دست آورده می‌شود. برای دست‌یابی به این هدف، از روش اسکن پرتو جهت تحویل دوز مورد نیاز در درمان استفاده شده است. این روش به‌طور ایده‌آل، محدودۀ انرژی پروتون‌ها برای درمان تومور را به‌دست می‌دهد و می‌توان براساس آن، سیستم‌های‌ شکل‌دهندۀ پرتو (سیستم‌های کنش‌پذیر) را طراحی کرد؛ به‌گونه‌ای که پرتو اولیه با انرژی‌های بالاتر به انرژی مورد نیاز جهت درمان برسد.
4-2- استفاده از روش اسکن پرتو پروتون جهت تحویل دوز به تومور چشمی
جهت تعیین انرژی و بررسی نحوۀ تخلیۀ دوز پرتو باریک پروتون ، ابتدا فانتومی شبیه‌سازی می‌شود. از آنجایی که پروتون‌ها پراکندگی کمی در بافت دارند و دوز جانبی به‌ویژه در روش اسکن پرتو، بسیار ناچیز است و درعمل دوز رسیده به مناطقی مانند عنبیه، لنز و عصب بینایی، بسیار کم می‌باشد و همچنین پیک براگ با حداقل میزان پهن‌شدگی در بافت تشکیل می‌گردد، از این‌رو لزومی به شبیه‌سازی کامل چشم جهت اندازه‌گیری پیک براگ نیست و به‌جای تعریف کامل چشم، می‌توان آن را به دو ناحیه تقسیم کرد. بر این اساس، مطابق با شکل 4-1، فانتوم شبیه‌سازی شده، کره‌ای به شعاع 2/1 سانتیمتر، به‌عنوان کرۀ چشم انسان درنظرگرفته می‌شود که توموری در گوشۀ آن واقع شده است. این تومور بخشی از کره‌ای به شعاع 1 سانتیمتر است که داخل چشم قرار دارد. هندسۀ تومور، براساس اغلب ملانوماهای مشیمیه طراحی شده است. در این فانتوم، تومور با ترکیبات واقعی، و مابقی کرۀ چشم با ترکیبات مربوط به زجاجیه که ماده‌ای ضخیم و شفاف است و مرکز چشم را می‌پوشاند، پر می‌شود. زجاجیه عمدتاً از آب تشکیل شده و حدود 2/3 از حجم چشم را در برمی‌گیرد. جدول 4-1 عناصر سازندۀ ترکیبات به‌کار گرفته شده در فانتوم و مقادیر آن را نشان می‌دهد [119]. از آنجایی که ترکیبات مربوط به بافت‌ مورد استفاده در فانتوم، تفاوت چندانی با آب ندارد، می‌توان کل فانتوم شبیه‌سازی شده را محتوای آب درنظرگرفت که اصطلاحاً به آن فانتوم آب می‌گویند. (در مطالعات مربوط به شبیه‌سازی درمان، مرسوم است که از فانتوم حاوی آب، برای بررسی برهم‌کنش‌های مربوط به ترابرد پرتو پروتونی و محاسبات دوزیمتری در تومورهای چشمی استفاده شود [ – ].) در این شبیه‌سازی، دو فانتوم یکی محتوای آب و دیگری حاوی ترکیبات واقعی تومور طراحی شده است.

4-1-مقدمه………………………………………………………………………… 78
4-2-استفاده از روش اسکن پرتو پروتون جهت تحویل دوز به تومور چشمی… 78
4-2-1-بررسی اثر تعریف بافت تومور روی تخلیۀ دوز و پیک براگ…………….. 81
4-2-2-نحوۀ محاسبۀ ضرایب وزنی بهینه، جهت ساختن SOBP در شبیه‌سازی درمان……………………………………………………………………………….. 83
4-2-2-1-محاسبۀ SOBP برای پروتون‌های تحویلی در روش اسکن پرتو ……..85
4-3-شبیه‌سازی نازل HCLا……………………………………………………….. 87
4-3-1-انرژی اولیۀ پرتو پروتون……………………………………………………. 89
4-3-2-کاهندۀ انرژی (انتقال‌دهندۀ برد) در نازل ………………………………….91
4-3-3-صفحات آلومینیومی در نازل………………………………………………. 92
4-3-4-طیف پرتو خروجی از نازل………………………………………………… 94
4-3-5-محاسبات دوزیمتری در فانتوم چشم به کمک طیف خروجی از نازل.. 95
4-3-6-بررسی آهنگ دوز تحویلی به تومور چشم براساس جریان خروجی از شتاب‌دهنده………………………………………………………………………… 98
4-4-استفاده از روش انتقال‌دهندۀ بردجهت تحویل دوز به تومور چشمی…… 99
4-4-1-بررسی اثر تعریف بافت تومور روی تخلیۀ دوز و پیک براگ……………. 102
4-4-2-محاسبۀ SOBP برای پروتون‌های تحویلی در روش انتقال‌دهندۀ برد ….104
4-4-3-تعیین پارامترهای درمانی برای SOBP ا………………………………….107
4-5-بررسی میزان نوترون‌های ثانویۀ تولید شده در نازل HCLا………………. 108
4-6-نتیجه‌گیری……………………………………………………………………. 109
4-7-پیشنهادات …………………………………………………………………….112
فهرست مراجع …………………………………………………………………….113

Abstract
In this thesis, simulation of treatment of uveal melanoma by using proton beams has been considered as a favorable treatment method. Therefore suitable energy range for treatment of an eye tumor has been calculated by using monoenergic proton beams and then SOBP has been created by matrix method. Then a nozzle for proton beams has been simulated and analyzed in order to preparation incident beam with high energy and dosimetric calculations has been done for created SOBP as uniform dose distribution in tumor in the depth and lateral direction. For desireable condition of treatment by using range shifter and proton beams with low initial energy, pre-treatment simulation has been done. Furthermore, effect of real eye tissue on dosimetric calculations and beam-line design has been studied. According to the results, maximum dose difference between real tissue and water as eye equivalent material is approximately %15 to %31 in scanning method as an ideal way, and %12 to %15 in range shifter method. The shift of Bragg peak is only 0.2 mm in depth in water compared with real tissue. It can be spared in comparison with intrinsic uncertainties in proton therapy. Furthermore, optimizing weighting factors difference for Bragg peaks in real tissue is approximately %1 to %18 in scanning method and up to %7 in range shifter method in comparison with water. The value of differences decreases by changing beam delivery system especially passive methods. Forasmuch as passive systems are used in proton therapy for eye tumor treatment, differences can be disregarded. According to the results of this thesis, using of water phantom is able for precise dosimetric calculations in pre-treatment design



بلافاصله بعد از پرداخت به ایمیلی که در مرحله بعد وارد میکنید ارسال میشود.


فایل pdf غیر قابل ویرایش

قیمت25000تومان

خرید فایل word

قیمت35000تومان