طراحی چشمه پروتون جهت درمان تومورهای چشمی و - دانلود رایگان
دانلود رایگان تومور[1] ، 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 آ
دانلود رایگان
| طراحی چشمه پروتون جهت درمان تومورهای چشمی و محاسبات دوزیمتری با استفاده از کد MCNPچکيده
در این پایان نامه، شبیه سازی درمان ملانومای چشم با استفاده از پرتو پروتون، به عنوان یک روش درمانی مطلوب بررسی شده است؛ به همین منظور ابتدا با استفاده از پرتوهای تک انرژی پروتون، محدودۀ انرژی مورد نیاز جهت درمان یک تومور چشمی محاسبه شده و با توجه به نتایج محاسبات دوزیمتری، به نحوۀ ساختن SOBP به روش ماتریسی پرداخته شده است؛ سپس شبیه سازی و تحلیل یک نازل پروتونی، جهت آماده سازی پرتو اولیه با انرژی بالا و انجام محاسبات دوزیمتری و ایجاد SOBP به منظور تولید دوز یکنواخت در منطقۀ تومور، در دو جهت عمقی و عرضی انجام گرفته است. برای داشتن شرایط بهینه در درمان در روش سوم، با استفاده از انتقال دهندۀ برد و با پرتوهایی با انرژی اولیۀ پایین، به شبیه سازی پیش از درمان پرداخته شده است. همچنین اثر تعریف محیط واقعی بافت چشم بر روی محاسبات دوزیمتری و نحوۀ طراحی خط پرتو مطالعه شده است. طبق نتایج به دست آمده، اختلاف بیشینه دوز در بافت واقعی نسبت به تعریف آب به عنوان مادۀ معادل چشم در روش اسکن پرتو به عنوان یک روش ایده آل از حدود 15% تا 31% و در روش انتقال دهندۀ برد از 12% تا 15% می باشد. انتقال پیک براگ در عمق نیز در آب نسبت به بافت واقعی تنها حدود mm2/0 می باشد که در قیاس با عدم قطعیت موجود در سیستم پروتون تراپی قابل چشم پوشی است. به علاوه اختلاف ضرایب وزنی بهینه کنندۀ پیک های براگ در بافت واقعی نسبت به آب، در روش اسکن پرتو از حدود 1% تا 18% و در روش انتقال دهندۀ برد تا حدود 7% می باشد. میزان اختلاف ها در نتایج، با تغییر روش تحویل پرتو و با روش های کنش پذیر کاهش می یابد و از آنجایی که در سیستم های پروتون تراپی از روش دوم برای درمان تومورهای چشمی استفاده می شود، تفاوت ها قابل صرف نظر است. مطابق با نتایج این رساله می توان گفت که استفاده از فانتوم آب، دقت کافی جهت انجام طراحی پیش از درمان را دارا است. کليد واژه:پروتون تراپی، ملانومای چشم، پیک براگ، SOBP، ضرایب وزنی. فهرست مطالب فصل اول تومورها و روش های مختلف درمان با پرتو فصل دوم مشخصات فیزیکی و زیستی پروتون ها و روش به کارگیری آن ها در پروتون تراپی فصل سوم مشخصات فیزیکی شتاب دهنده های پروتونی فصل چهارم شبیه سازی نازل و محاسبات دوزیمتری در پروتون تراپی تومورهای چشمی جدول 2‑1. فهرستی از مراکز پروتون تراپی [33]23 جدول 2‑2. برد پروتون متناظر با انرژی جنبشی ذرۀ فرودی [39]29 جدول 2‑3. درصد ذرات ثانویۀ تولید شده طی برخوردهای ناکشسان پروتون های 150MeV با هستۀ اتم اکسیژن [48]38 جدول 4-1.عناصر سازندۀ ترکیبات به کار گرفته شده در فانتوم چشم در روش اسکن مغناطیسی پرتو [119]............... 82 جدول 4-2. ضرایب وزنی بهینه کنندۀ پرتوهای تابیده شده به فانتوم چشم و آب جهت ساختن SOBP در روش اسکن پرتو .................. ......................................................................................................................................................................................................89 جدول 4-3. مشخصات کلی نازل شبیه سازی شده براساس نازل HCL...........................................................................................93 جدول 4-4. انرژی متوسط پرتو پروتون روی سطح خروجی لگزان به عنوان مادۀ کاهندۀ انرژی...............................................96 جدول 4-5. انرژی متوسط طیف نهایی پرتو پروتون پس از خروج از نازل.....................................................................................99 جدول 4-6. ضرایب وزنی جهت بهینه سازی پیک های براگ اولیه متناظر با ضخامت های مختلف استوانۀ لگزان................102 جدول 4‑7. ساختارهای داخلی چشم و ابعاد آن ها [104]100 جدول 4‑8. ترکیبات اصلی ساختارهای داخلی چشم، نسبت جرم اتمی و چگالی آن ها [104]100 جدول 4-9.انرژی متوسط پروتون خروجی از انتقال دهندۀ برد متناظر با ضخامت های مختلف ستون آب.........................106 جدول 4‑10. ضرایب وزنی بهینه کنندۀ پیک های اولیه جهت ساختن SOBP یکنواخت... 105 جدول 4‑11. تعیین پارامترهای درمانی برای SOBP ایجاد شده در روش اسکن پرتو. 107 جدول 4‑12. تعیین پارامترهای درمانی برای SOBP ایجاد شده در روش انتقال دهندۀ برد. 107 شکل 1-1. پرتودرمانی با شدت مدوله شده با استفاده از فوتون (IMRT)9 شکل 1-2. مقایسۀ توزیع دوز بین روش درمانی IMRTدر سمت چپ وIMPT در سمت راست... 10 شکل 1-3. افزایش دوز دریافتی توسط بافت سالم در ناحیۀ ابتدایی و انتهایی در فوتون تراپی در مقایسه با پروتون تراپی.... 10 شکل 1-4. نمودار توزیع دوز عمقی نسبی ذرات مختلف در فانتوم آب [4]12 شکل 1-5. نمای کلی از یک سیستم پروتون تراپی برای تومورهای چشمی [13]18 شکل 2-1. نمودار تغییرات توان توقف برحسب انرژی پروتون و الکترون فرودی برای مواد مختلف [38]..............................27 شکل 2-2. نمودار تغییرات برد پروتون برحسب انرژی در مواد مختلف [39]...............................................................................28 شکل 2-3. نمودار دوز عمقی برای پرتو پروتون و پیک براگ و نمایش برد و پهن شدگی انرژی [4]......................................29 شکل 2-4. نمایش پاشیدگی برد براساس [38].......................................................................................................................30 شکل 2-5. پاشیدگی برد پروتون برحسب انرژی پرتو فرودی در مواد مختلف [40]..................................................................30 شکل 2-6. نمای کلی از پراکندگی رادرفورد. 31 شکل 2-7. نمایش زاویۀ پراکندگی و میزان انرژی از دست رفته برای پروتون های MeV160 در مواد مختلف [39]32 شکل 2-8. پراکندگی کولنی چندگانه برای پروتون ناشی از یک ورقۀ نازک... 33 شکل 2-9. بررسی دقت فرمول هایلند در مقایسه با اندازه گیری های تجربی برای زاویۀ پراکندگی پروتون [45]34 شکل 2-10.نمودار شار پروتون برحسب انرژی جهت بررسی ضخامت های مختلف لگزان از 5 تا 9 سانتیمتر که به وسیلۀ کد MCNPX محاسبه شده است.36 شکل 2-11. نمایی از یک سیستم شکل دهندۀ پرتو پروتون با استفاده از کاهش دهنده های دوتایی؛ در این سیستم S1 پراکنندۀ اول، RM مدولاتور برد، SS پراکنندۀ دوم، AP، موازی مخصوص بیمار و RC متعادل کنندۀ برد جهت هماهنگی برد پروتون با مرزهای انتهایی تومور با بافت سالم است.36 شکل 2-12. نمایش سهم پروتون های اصلی و ثانویه در توزیع دوز کل در پیک براگ... 39 شکل 2-13. سطح مقطع برهم کنش ناکشسان برحسب برد پروتون فرودی [40]39 شکل 2-14. احتمال رخ دادن برهم کنش ناکشسان برحسب برد پروتون فرودی با انرژی اولیۀ MeV 209 [40]40 شکل 2-15. نمودار توزیع دوز برحسب عمق و پیک براگ و نمایش انباشت هسته ای [4]40 شکل 2-16. نمایش سهم هر کدام از پدیده های فیزیکی در شکل گیری پیک براگ [4]41 شکل 2-17. مجموعه ای از پیک براگ های اندازه گیری شده برای پروتون هایی با انرژی MeV 69 تا MeV 231. 42 شکل 2-18. شکل پیک براگ در صورت حضور (منحنی مشکی) و عدم حضور (نقطه چین) برهم کنش های هسته ای [51]42 شکل 2-19. نمایش پارامترهای فیزیکی توصیف کنندۀ توزیع دوز SOBP [4]44 شکل 2-20. نمایش توزیع دوز عرضی و پارامترهای فیزیکی توصیف کنندۀ آن [4]44 شکل 2-21.SOBP با پهناهای مختلف وابسته به تعداد پیک براگ های به کار گرفته شده [4]46 شکل 2-22. نمایش کلی از برهم نهی پیک براگ های بهینه شده با فاکتورهای وزنی و تشکیل SOBP. 46 شکل 2-23. نمونه هایی از انتقال دهنده های برد که جهت مدولاسیون در مسیر پرتو پروتون قرار داده می شوند.48 شکل 2-24. نمونه ای از چرخ مدولاتور برد. 49 شکل 2-25. نمودار شار نوترون برحسب فاصلۀ عرضی از ایزوسنتر [57]49 شکل 2-26. مقایسۀ شار نوترون تولید شده در صورت حضور و عدم حضور چرخ مدولاسیون برد [57]50 شکل 2-27. نمایی از یک فیلتر شیاردار در جهت های مختصاتی مختلف در دستگاه دکارتی[69]51 شکل 2-28. نمایش یک فیلتر مدوله کنندۀ برد زمانی که محور آن به اندازۀ θ درجه چرخش داشته باشد.51 شکل 2-29. نمایی از یک سیستم پراکندگی ساده با یک پراکنندۀ مسطح.. 53 شکل 2-30. نمایی از سیستم پراکندگی دوگانه با استفاده از پراکنندۀ منحنی شکل.. 53 شکل 2-31. نمایی از یک پراکنندۀ منحنی شکل که ترکیبی از سرب و لگزان در کنار یک دیگر است.54 شکل 2-32. نمایی از سیستم پراکندگی دوگانه با استفاده از پراکنندۀ دوحلقه ای.. 55 شکل 2-33. نمایش توزیع دوز ایجاد شده توسط هر بخش از پراکنندۀ دو حلقه ای و برهم نهی آن ها [81]55 شکل 2-34. نمایی از سیستم پراکندگی دوگانه با استفاده از حلقه های مسدودکننده56 شکل 2-35. توزیع دوز ایجاد شده توسط حلقه های مسدودکننده در سیستم پراکندگی دوگانه [82]56 شکل 2-36. نمای کلی از سیستم شکل دهندۀ پرتو که در اصلاح رابطۀ آهنگ دوز ( معادلۀ (2‑34) ) به کار گرفته شده است.61 شکل 2-37. نمایش وابستگی fMOD به زمان حضور عمیق ترین پیک در مدولاسیون برد [4]62 شکل 3-2. شکل شماتیک از چشمۀ یونی مورد استفاده در یک سیکلوترون [4]........................................................................70 شکل 3-3. بازده سیستم انتخاب انرژی مربوط به سیکلوترون IBA برحسب برد پروتون های ورودی به نازل [104]71 شکل 3-4. نمای کلی از یک چرخه در سینکروترون که شامل تزریق پروتون های MeV 2 یا MeV 7، شتاب پروتون ها تا انرژی دلخواه در زمانی کمتر از 5/0 ثانیه، خروج آهستۀ پروتون های شتاب داده شده به خط پرتو در زمانی بین 5-5/0 ثانیه و در آخر کاهش سرعت و تخلیۀ پروتون های استفاده نشدۀ باقی مانده [4]73 شکل 3-5.نمای کلی از نازل HCL که برای درمان تومورهای چشمی به کار گرفته شده است و به ترتیب شامل چرخ مدولاتور برد (K)، موازی ساز اول (F)، انتقال دهندۀ برد با ضخامت متغیر (L)، کاهندۀ انرژی با ضخامت ثابت (G)، موازی ساز دوم (H)، آشکارساز نظارت (B)، صفحات آشکارساز یونی (J)، محفظۀ خالی (C)، موازی ساز مخروطی شکل (D) و موازی ساز مخصوص بیمار (E) می باشد [114]..........................................................................................................................................................78 شکل 4-1. نمای کلی از فانتوم شبیه سازی شده و مورد استفاده در محاسبات دوزیمتری در روش اسکن مغناطیسی پرتو. 79 شکل 4-3. توزیع دوز نسبی برحسب عمق برای پروتون MeV 32 و MeV 24 و مقایسۀ آن ها در دو فانتوم چشم با ترکیبات واقعی تومور (نقطه چین) و آب (منحنی مشکی).....................................................................................................................81 شکل 4-5. نمایی از یک ماتریس به عنوان ماتریس توصیف کنندۀ پیک های براگ مشارکت کننده در تولید SOBP تعداد ستون ها بیانگر تعداد پیک ها و تعداد سطرها بیانگر تعداد وکسل ها است..83 شکل 4-10. نمای کلی از نازل شبیه سازی شده با کد MCNPX به عنوان سیستم کنش پذیر جهت تحویل پرتو پروتون به تومور....................................................................................................................... . ... ... 88 شکل 4-12. توزیع دوز عرضی گاوسی شکل برای پرتو پروتون تک انرژی MeV 159 در فانتوم سادۀ آب.........................90 شکل 4-15. توزیع زاویه ای و میزان واگرایی پرتو پروتون بعد از عبور از لگزان روی سطح خروجی لگزان...........................92 شکل 4-20. نمایی از فانتوم مورد استفاده جهت انجام محاسبات دوزیمتری برای طیف خروجی از نازل..........................96 شکل 4-24. سطح مقطع طولی مدل واقعی چشم برای شبیه سازی درمان در روش انتقال دهندۀ برد................................99 شکل 4-30. طیف انرژی مربوط به شار نوترون های تولید شده به ازای هر پروتون در نازل HCL..........................................108 1-1- تعریف تومور و انواع آن تومور[1] ، تودۀ غیرطبیعی بافت بدن است که در آن سلول ها تحت یک الگوی غیرعادی رشد کرده و تقسیم می شوند؛ بنابراین با افزایش تعداد چنین سلول هایی، تناسب میان آن ها و سلول های بافت سالم اطراف از بین می رود و با ادامۀ این روند حتی بعد از توقف عامل الگوسازی غیرطبیعی، تومور به وجود می آید. انواع مختلف تومور را می توان در سه گروه دسته بندی کرد: 1. تومورهای خوش خیم که توانایی حمله به بافت های اطراف را ندارند. این مشخصه (حمله به بافت های اطراف) از ویژگی های یک تومور سرطانی است؛ بنابراین تومورهای خوش خیم، سرطانی نیستند و عموماً آهنگ رشد کمتری نسبت به تومورهای بدخیم دارند. 2. تومورها می توانند پیش بدخیم باشند؛ یعنی شکل اولیه و ابتدایی سرطان که در آن تهاجم سلول های تومور به بافت های اطراف، قبل از نفوذ به غشای پایه صورت نمی گیرد. به عبارت دیگر سلول های یک تومور پیش بدخیم، سر جای خود زیاد می شوند و اگر زمان کافی وجود داشته باشد، می توانند شکل بدخیم یا همان تومور سرطانی پیدا کنند. 3. تومورهای بدخیم که عموماً سرطان نامیده می شوند، قابلیت هجوم و تخریب بافت های اطراف را دارند و ممکن است سبب ایجاد متاستاز (گسترش سرطان از یک عضو یا بخش بدن به بخش های غیرمجاور) و درنهایت مرگ شوند. تومورهای سرطانی ناشی از متاستاز تومورهای اصلی، نئوپلاسم ثانویه نام دارند؛ برای چنین سرطان های خاصی، تکرار فرآیند درمان مورد نیاز است؛ این فرآیند می تواند شیمی درمانی و یا پرتودرمانی باشد. 1-2- پرتودرمانی پرتودرمانی که در آن از تابش های یونیزان استفاده می شود، عموماً بخشی از درمان سرطان است که به کمک آن سلول های بدخیم، کنترل و یا کشته می شوند؛ به عنوان مثال از پرتودرمانی می توان در کنار شیمی درمانی (قبل، بعد و یا در طول درمان) در سرطان های حساس و یا بعد از جراحی و برداشتن تومور بدخیم و اصلی استفاده کرد تا از بازگشت مجدد تومور جلوگیری شود. پرتودرمانی می تواند برای شماری از سرطان ها 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 برمی گردد [[i]-[ii]]. از دهه های بعد آن، پرتودرمانی به یکی از گزینه های اصلی درمان تبدیل شده است [[iii]]. جنبه های زیادی در پرتودرمانی، مانند مدل سازی های مختلف از تابش، جهت گیری پرتو و میزان دوز درنظرگرفته می شوند. 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 ایده آل، تومور بدون آن که آسیبی به ساختارهای سالم وارد شود، درمان می گردد. این امر به دلایل مختلفی، از جمله عدم قطعیت در تعریف حجم هدف و تحویل دوز درمانی طراحی شده، ممکن نیست؛ به علاوه به کار بردن پرتودرمانی خارجی، مستلزم نفوذ پرتو به بافت های سالم در مسیر عبور پرتو تا رسیدن به تومور است. در طراحی درمان برای پرتودرمانی از فرمول بندی های ریاضی و فیزیکی استفاده می شود تا تحویل دوز به مقدار زیاد و منطبق با هدف، به طور بهینه صورت گیرد و دوزی که به ساختارهای حیاتی و حساس می رسد، محدود شود. آستانۀ تحمل دوز برای ساختارهای حساس و همچنین دوز مورد نیاز برای انواع مختلف تومور براساس تجربه های درمانی تعریف می شود. بنابر آنچه که گفته شد، پیشرفت های 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 می باشد. سیستم های کامپیوتری طراحی درمان، پیشرفت در فناوری های عکسبرداری و معرفی اشعۀ ایکس از مرتبۀ مگاولت، نمونه هایی از روش های 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 [[iv]] که در بخش های بعد به طور مفصل به آن پرداخته خواهد شد. 1-2-1- مزایای پرتودرمانی پرتودرمانی به عنوان یکی از روش های درمان سرطان، دارای مزیت هایی است. مزیت عمدۀ این روش آن است که دوزیمتری تابش (تعیین مقدارتابش 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 اندام های حساس و حیاتی محاسبه می کند؛ اما در درمان با روش های دارویی یا عوامل زیستی، تلاش ها برای رسیدن به کمیت های قابل مقایسه همچنان ادامه دارد. مزیت دیگر، قابلیت عبور پرتو از مناطق بدون جریان خون یا جابه جایی فعال سلول ها است؛ چنین مناطقی در روش های دارویی از دستیابی به داروهای مورد نظر محروم می مانند؛ ضمن اینکه در این نوع درمان ها، پس از مدتی بافت مورد نظر نسبت به دارو مقاوم می شود؛ چنین حالتی در پرتودرمانی بسیار کم رخ می دهد. 1-2-2- فرآیند کلی پرتودرمانی انرژی پرتو از طریق برهم کنش های اتمی و هسته ای به بافت منتقل می شود. تخلیۀ انرژی در بافت در چنین برهم کنش هایی به وسیلۀ دوز جذبی تعیین می گردد. بسته به تعداد و همبستگی فضایی چنین برهم کنش هایی که عمدتاً با DNA سلولی صورت می گیرند، این برهم کنش ها می توانند به جهش یا شکست کامل رشته های DNA و به دنبال آن مرگ سلول منجر شوند [4]. آسیب وارد شده به DNA،ناشی از یونش مستقیم و یا غیرمستقیم اتم هایی است که زنجیرۀ DNA را تشکیل می دهند. نوع این یونش وابسته به نوع پرتو فرودی است؛ این پرتو می تواند از ذرۀ باردار و یا خنثی تشکیل شده باشد. یونش غیرمستقیم نتیجۀ یونش مولکول های آب است که منجر به تولید رادیکال های آزاد و به ویژه رادیکال های هیدروکسیل می شود و موجب آسیب رساندن به DNA می گردد. در فوتون تراپی، بیشترین اثر تابشی از طریق رادیکال های آزاد صورت می گیرد. از آنجایی که سلول ها، فرآیند هایی برای بازسازی آسیب تک رشته ای DNA دارند، شکست های دو رشته ای، مهم ترین روش برای ایجاد مرگ سلولی است. سلول های سرطانی بیشتر شبیه سلول های بنیادی هستند و بیشتر از سلول های سالم، بازتولید می شوند و توانایی کمی برای بازسازی آسیب وارد شده دارند. آسیب های وارده به DNA از طریق تقسیم سلولی انتقال داده می شوند و انتقال این DNA معیوب در نهایت موجب مرگ سلول و یا بازتولید بسیار آهسته تر سلول های سرطانی می گردد. 1-2-3- انواع پرتودرمانی از دید تاریخی سه تقسیم بندی عمده برای پرتودرمانی وجود دارد:
پرتوهای الکترون و اشعۀ ایکس از جمله چشمه های خارجی هستند که به طور گسترده استفاده می شوند؛ البته پرتوهای ذرات سنگین تر و به ویژه پروتون ها نیز به عنوان چشمه های خارجی مورد استفاده قرار می گیرند. در ادامه به توضیح مختصری دربارۀ انواع چشمه های موجود در پرتودرمانی خارجی می پردازیم. 1-2-3-1- فوتون تراپی از چشمه های رادیواکتیو مانند ایریدیوم-192، سزیم-137 و یا کبالت-60 به منظور تأمین پرتوهای فوتون مورد استفاده در پزشکی و درمان استفاده می شود. محدودۀ انرژی این پرتوها بین keV300 تا MeV5/1 می باشند. سایر منابع تولید فوتون در پرتودرمانی عبارتند از: ü واحدهای اورتوولتاژ[4] که اساساً طراحی مشابه سیستم های تشخیصی اشعۀ ایکس دارند و به تولید پرتوهای کمتر از kV 600 محدود می شوند. ü شتاب دهنده های خطی[5] که اشعۀ ایکس را در محدودۀ انرژی MV 25-1 تولید می کنند. در حال حاضر شتاب دهنده های خطی مربوط به پزشکی، اشعۀ ایکس و الکترون را با محدودۀ انرژی MeV4 تا حدود MeV25 تولید می کنند. پرتودرمانی سنتی[6]، پرتودرمانی تطبیقی[7]، پرتودرمانی با شدت مدوله شده ( IMRT )[8] ، پرتودرمانی استریوتاکتیک[9] و توموگرافی همگی به وسیلۀ شتاب دهنده های خطی با کمی اصلاحاتو تغییرات انجام می شوند. ü چشمه های کبالت که پرتوهای پایدار با دو انرژی MeV 17/1 و MeV 33/1 (انرژی میانگین MeV25/1) تولید می کنند. با وجود آن که شتاب دهنده های خطی به دلیل توانایی در تولید پرتوهایی با انرژی بالاتر، جایگزین بخشی از چشمه های کبالت شده اند؛ اما این چشمه ها هنوز هم در کاربردهای خاص (به عنوان مثال در دستگاه گامانایف[10]) نقش مفیدی را ایفا می کنند و به دلیل قابل اعتماد بودن و نگهداری آسان تر نسبت به شتاب دهنده های خطی جدید، استفادۀ گسترده ای در جهان دارند. 1-2-3-2- الکترون تراپی در الکترون تراپی، از الکترون های تولید شده به وسیلۀ شتاب دهنده های خطی استفاده می شود. از این روش برای درمان تومورهای سطحی مانند سرطان پوست استفاده می گردد؛ زیرا بیشینه دوز تخلیه شده در نزدیکی سطح اتفاق می افتد و بعد از آن دوز به سرعت افت پیدا می کند. پرتوهای الکترون انرژیی در محدودۀ MeV 20-4 می توانند داشته باشند که برد درمانی آن ها در آب حدود cm 5-1 است؛ البته از انرژی های بالاتر از MeV 18 به ندرت استفاده می شود. از الکترون تراپی برای تقویت دوز تابشی بعد از جراحی در بعضی سرطان ها نیز استفاده می گردد. [i]-Roentgen WC. “Uber eine neue art von strahlen. Sitzungsberichte der wurzburger physikalis chmedicinischen gesellschaft. 137-41. 1895. [ii]-Roentgen WC. “On a new kind of rays. Nature. 53(1369):274-276. 1896. [iii]-Hewitt HB. “Rationalizing radiotherapy: some historical aspects of the endeavour. Br J Radiol. 46(550):917-926. 1973. [iv]-Paganetti H. “Series in medical physics and biomedical engineering: proton therapy physics. CRC press, Taylor & Francis group. 2012. دریافت فایل جهت کپی مطلب از ctrl+A استفاده نمایید نماید |