SOBP به دست آمده با ضرایب وزنی بهینه شده به کمک فانتوم آب در محیط چشمی با ترکیبات واقعی تومور (منحنی نقطه‌چین)………………………………………………………………………………………………….87
شکل 4-10. نمای کلی از نازل شبیه‌سازی شده با کد MCNPX به‌عنوان سیستم کنش‌پذیر جهت تحویل پرتو پروتون به تومور……………………………………………………………………………………………………….. . … … 88
شکل 4-11. توزیع دوز برحسب عمق برای پرتو پروتون تک انرژی MeV 159 در فانتوم سادۀ آب که بردی در حدود cm18 دارد………………………………………………………………………………………………… ………. … …… .90
شکل 4-12. توزیع دوز عرضی گاوسی شکل برای پرتو پروتون تک انرژی MeV 159 در فانتوم سادۀ آب…………………….90
شکل 4-13. منحنی ایزودوز برای پرتو پروتون تک انرژی MeV 159 در فانتوم سادۀ آب. همان‌طور که از شکل نیز مشخص است، جهت تابش پرتو موازی محور Y می‌باشد……………………………………………………………………………………………. ..90
شکل 4-14. شار پروتون برحسب انرژی روی سطح خروجی لگزان که از سمت راست به چپ به ترتیب متناظر با ضخامت‌های 3/9، 55/9 و 8/9 سانتیمتر برای استوانۀ لگزان می‌باشد……………………………………………………………………………………… …91
شکل 4-15. توزیع زاویه‌ای و میزان واگرایی پرتو پروتون بعد از عبور از لگزان روی سطح خروجی لگزان………………………92
شکل 4-16. مقایسۀ منحنی ایزودوز برای سطوح 56% و 89% در فانتوم آب در صورت حضور (منحنی قرمز) و عدم حضور (منحنی مشکی) صفحات آلومینیومی…………………………………………………………………………………………………………………………………….93
شکل 4-17. مقایسۀ توزیع دوز عرضی در بخش ورودی فانتوم آب در صورت حضور (منحنی قرمز) و عدم حضور (منحنی مشکی) صفحات آلومینیومی……………………………………………………………………………………………………………… …………… .93
شکل 4-18. شار پروتون برحسب انرژی روی سطح خروجی نازل، نمودارها از راست به چپ متناظر با استوانۀ لگزان به ضخامت‌های 3/9، 55/9 و 8/9 سانتیمتر می‌باشند………………………………………………………………………………………………………………..94
شکل 4-19. توزیع زاوبه‌ای و میزان واگرایی طیف پروتون روی سطح خروجی نازل و قبل از ورود به فانتوم متناظر با لگزان به ضخامت 55/9 سانتیمتر…………………………………………………………………………………………………………………………………………………..95
شکل 4-20. نمایی از فانتوم مورد استفاده جهت انجام محاسبات دوزیمتری برای طیف خروجی از نازل……………………..96
شکل 4-21. توزیع دوز عمقی و پیک‌های براگ اولیه در فانتوم چشم محتوای آب ناشی از طیف‌های خروجی از نازل، از راست به چپ به‌ترتیب متناظر با ضخامت‌های 3/9، 55/9 و 8/9 سانتیمتر…………………………………………………………………………96
شکل 4-22. توزیع دوز عمقی با درنظرگرفتن وزن مناسب برای هر کدام از طیف‌های خروجی از نازل و SOBP حاصل از برهم‌نهی پیک‌های براگ بهینه شده با ضرایب وزنی…………………………………………………………………………………………………………….97
شکل 4-23. توزیع دوز عرضی بهینه شده با ضرایب وزنی. نقطۀ cm 4/0- در محور افقی نمودار، نقطۀ شروع فانتوم شبیه‌سازی شده است؛ از این‌رو دوز عرضی اندازه‌گیری شده نامتقارن دیده می‌شود…………………………………………………………98
شکل 4-24. سطح مقطع طولی مدل واقعی چشم برای شبیه‌سازی درمان در روش انتقال‌دهندۀ برد…………………………..99
شکل 4-25. توزیع دوز برحسب عمق و پیک‌های براگ اولیه در مدل واقعی چشم در روش انتقال‌دهندۀ برد پیک‌ها از راست به چپ به‌ترتیب متناظر با ضخامت‌های 3 تا 75/3 سانتیمتر ستون آب می‌باشند…………………………………………………..102
شکل 4-26. مقایسه‌ای بین توزیع دوز نسبی برحسب عمق و پیک‌های براگ در دو فانتوم چشم با ترکیبات واقعی و آب از راست به چپ متناظر با ضخامت‌های 3، 35/3 و 65/3 سانتیمتر ستون آب…………………………………………………………………..103
شکل 4-27. مقایسه ای بین منحنی ایزودوز نسبی در فانتوم چشم با ترکیبات واقعی (نقطه‌چین) و آب (منحنی قرمز) مربوط به طیف پروتونی خروجی از ستون آب به ضخامت 3 سانتیمتر………………………………………………………………………………..104
شکل 4-28. SOBP حاصل از برهم‌نهی پیک‌های براگ بهینه شده با ضرایب وزنی در هر دو فانتوم چشم با ترکیبات واقعی (نقطه‌چین) و آب (منحنی مشکی)……………………………………………………………………………………………………………………………………….105
شکل 4-29. SOBP حاصل از اعمال فاکتورهای وزنی بهینه شده با فانتوم آب روی پیک‌های براگ ایجاد شده در بافت واقعی چشم (منحنی نقطه‌چین) و مقایسۀ آن با SOBP حاصل از شبیه‌سازی با فانتوم آب (منحنی مشکی) ……………………………………………………………………………………………………….. ……….. …………….. ….. …….. …………………..106
شکل 4-30. طیف انرژی مربوط به شار نوترون‌های تولید شده به ازای هر پروتون در نازل HCL……………………………………108
شکل 4-31. توزیع دوز ذرات ثانویه برحسب عمق در فانتوم آب برای فوتون ( )، نوترون ( ) و الکترون ( ) مربوط به نازل HCL……………………………………………………………………………………………………………………….. …………………………………………………..109
فصل اول
تومورها و روش‌های مختلف درمان با پرتو
تعریف تومور و انواع آن
تومور1 ، 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.
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 [1-2]. از دهه‌‌های بعد آن، پرتودرمانی به یکی از گزینه‌های اصلی درمان تبدیل شده است [3]. 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 [4] که در بخش‌های بعد به طور مفصل به آن پرداخته خواهد شد.
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.
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 تعدا
