1-7- نتیجهگیری…………………………………………………………………………………………………………………14
فصل دوم: پیشینه تحقیق…………………………………………………………………………………17
2-1- مقدمه…………………………………………………………………………………………………………………………17
2-2- تحقیقات پیشین………………………………………………………………………………………………………..17
2-3- هدف از انجام تحقیق…………………………………………………………………………………………………21
فصل سوم: تئوری حل جریان و معادلات انتقال حرارت……………………………………….24
3-1- مقدمه…………………………………………………………………………………………………………………………24
3-1-1- مدل سازی ریاضی معادلات حرارتی زیستی…………………………………………………..25
3-1-2- مدل کلی انتقال جریان در بافت های بیولوژیک……………………………………………..26
3-1-3- معادلات حاکم………………………………………………………………………………………………….27
3-2- معاملات جریان حاکم بر محیط متخلخل…………………………………………………………………28
3-2-1- معادلات مومنتوم به کار رفته در مدل محیط متخلخل………………………………….29
3-2-2- قانون دارسی در محیط متخلخل…………………………………………………………………….30
3-2-3- تلفات اینرسی در محیط متخلخل…………………………………………………………………..30
3-3- معادلات انرژی در محیط متخلخل……………………………………………………………………………31
3-3-1- حالت تعادل دمایی…………………………………………………………………………………………..31
3-3-2- حالتی که محیط جامد با سیال در تعادل دمایی نباشد………………………………….31
3-4- تاثیر تخلخل بر معادلات اسکالر گذرا با زمان……………………………………………………………32
3-5- تعیین متغیرهای ورودی 1/α و C_2 در محیط متخلخل………………………………………………33
3-5-1- استفاده از معادله‌ی ارگان جهت تعیین متغیرهای محیط متخلخل………………33
3-5-2- استفاده از داده‌های تجربی برای محاسبه‌ی α و C_2………………………………………33
3-6- مدل محیط متخلخل بر اساس سرعت فیزیکی (واقعی)……………………………………………34
3-7- معادلات مربوط به حل اسکالر……………………………………………………………………………………35
فصل چهارم: مکانیزم اتلاف حرارت در نانو ذرات………………………………………………..38
4-1- پیشینه………………………………………………………………………………………………………………………..38
4-1-1- گرمای اتلافی……………………………………………………………………………………………………..38
4-1-2- اجزاء حساسیت………………………………………………………………………………………………….39
4-1-3- محاسبه میزان دمای افزایش یافته……………………………………………………………………40
4-2- مدل MHD برای حل معادلات مغناطیس……………………………………………………………….41
4-2-1- تئوری مدل MHD……………………………………………………………………………………………42
4-2-2- معادلات حاکم……………………………………………………………………………………………………42
4-2-3- روش القای مغناطیسی………………………………………………………………………………………44
4-2-4- روش پتانسیل الکتریکی…………………………………………………………………………………….45
4-2-5- شکل های مختلف میدانهای مغناطیسی………………………………………………………..46
فصل پنجم: نحوه انجام تحقیق………………………………………………………………………….49
5-1- اصول کار دستگاه CT……………………………………………………………………………………………….49
5-2- جمع آوری عکس های CT……………………………………………………………………………………….50
5-3- آماده سازی عکس CT………………………………………………………………………………………………50
5-4- شبکه بندی تومور……………………………………………………………………………………………………..52
5-5- نحوهی حل معادلات القای مغناطیسی و پتانسیل الکتریکی……………………………………56
5-5-1- محاسبه متغیرهای مدل MHD……………………………………………………………………..57
5-5-2- نحوه ی تداخل مدل MHD با جریان سیال………………………………………………….57
5-6- شرایط مرزی اعمال شده بر روی مدل……………………………………………………………………..58
5-6-1- شرایط دمایی بر روی سطوح…………………………………………………………………………..58
5-6-2- شرایط اعمال شده برای حل معادله ی اسکالر……………………………………………….58
5-6-3- شرایط مرزی برای مدل MHD………………………………………………………………………59
5-7- نحوه ی مدل سازی پرفیوژن خون……………………………………………………………………………59
فصل ششم: نتایج…………………………………………………………………………………………….63
6-1- اعتبارسنجی………………………………………………………………………………………………………………..63
6-1-1- اعتبارسنجی پخش نانوسیال……………………………………………………………………………..63

در این سایت فقط تکه هایی از این مطلب با شماره بندی انتهای صفحه درج می شود که ممکن است هنگام انتقال از فایل ورد به داخل سایت کلمات به هم بریزد یا شکل ها درج نشود

شما می توانید تکه های دیگری از این مطلب را با جستجو در همین سایت بخوانید

ولی برای دانلود فایل اصلی با فرمت ورد حاوی تمامی قسمت ها با منابع کامل

اینجا کلیک کنید

6-1-2- اعتبارسنجی افزایش دمای تومور ……………………………………………………………………..65
6-2- مطالعه ی شبکه………………………………………………………………………………………………………….68
6-3- تاثیر فرکانس در تولید گرما……………………………………………………………………………………….76
6-4- بررسی تاثیر مقدار تزریق نانوسیال…………………………………………………………………………….83
6-5- تاثیر اندازهی تومور در روند درمان…………………………………………………………………………….96
6-6- فرکانس قابل اعمال جهت درمان تومور…………………………………………………………………..106
6-7- نتیجهگیری………………………………………………………………………………………………………………113
6-8- پیشنهادها………………………………………………………………………………………………………………..116
منابع………………………………………………………………………………………………………………117
فهرست شکلها
عنوان………………………………………………………………………………………….صفحه
شکل 5-1) تصویری از تومور انتخاب شده برای مدلسازی………………………………………………………………………………..51
شکل 5-2) نحوهی جداسازی تومور از دیگر قسمتهای بدن در هر عکس CT……………………………………………….52
شکل 5-3) تصویر سه بعدی تومور مورد مطالعه………………………………………………………………………………………………..53
شکل 5-4) تصویر سه بعدی تومور و کرهی محیط بر آن جهت شبکه بندی…………………………………………………..53
شکل 5-5) شبکه ی ایجاد شده بر روی تومور…………………………………………………………………………………………………..54
شکل 5-6) تصویری از شبکهی ایجادشده بر روی صفحهی عبوری از تومور و کره………………………………………….55
شکل 5-7) تصویر شبکه بر روی سطح کره……………………………………………………………………………………………………….55
شکل 5-8) نحوهی تغییر پرفیوژن خون با تغییر دمای بافت بدن……………………………………………………………………..60
شکل 6-1) نمودار توزیع نانوسیال پس از گذشت 20 دقیقه از زمان تزریق در کرهای به قطر 9cm با مقادیر
تزریق 4/0،6/1و3 میلی لیتر…………………………………………………………………………………………………………….64
شکل 6-2) نمودار توزیع دما در حالت تعادل دمایی در کرهای به قطر 9cm با مقدار تزریق 2/0میلی لیتر…..65
شکل 6-3) نمودار توزیع دما در حالت تعادل دمایی در کرهای به قطر 9cm با مقدار تزریق 2/0میلی لیتر…..65
شکل 6-4) نمایی از یک تومور در ساق پا………………………………………………………………………………………………………….66
شکل 6-5) توزیع دمای تجربی و شبیه سازی شده درون تومور ایجاد شده در ساق پا……………………………………67
شکل 6-6) توزیع دمای شبیه سازی شده درون تومور ایجاد شده در کبد……………………………………………………….67
شکل 6-7) توزیع نانوسیال برای شبکه ای با 50000 سلول محاسباتی، بعد از تزریق به تومور در زمان های
مختلف: الف) لحظه شروع ب) پس از 30 دقیقه ج) پس از 60 دقیقه………………………………………..72
شکل 6-8) توزیع نانوسیال برای شبکه ای با 140000 سلول محاسباتی، بعد از تزریق به تومور در زمان های
مختلف: الف) لحظه شروع ب) پس از 30 دقیقه ج) پس از 60 دقیقه……………………………………….73
شکل 6-9) توزیع SAR برای شبکه های ایجاد شده: الف) شبکه ای با 50000 سلول محاسباتی
ب) با 140000 سلول محاسباتی……………………………………………………………………………………………………74
شکل6-10) تغییر دمای میانگین در قسمت های مختلف مدل برای شبکه ای با 50000 سلول محاسباتی
در مدت یک ساعت………………………………………………………………………………………………………………………….75
شکل 6-11) تغییر دمای میانگین در قسمت های مختلف مدل برای شبکه ای با 140000 سلول محاسباتی
در مدت یک ساعت………………………………………………………………………………………………………………………75
شکل6-12) توزیع SAR برای فرکانس های مختلف: الف)فرکانس 100kHz ب)فرکانس 300kHz
ج)فرکانس 500kHz…………………………………………………………………………………………………………………….77
شکل6-13) چگونگی تغییر دمای میانگین در قسمت های مختلف مدل برای فرکانس 100کیلوهرتز…………..78
شکل6-14) چگونگی تغییر دمای میانگین در قسمت های مختلف مدل برای فرکانس 300کیلوهرتز…………..78
شکل6-15) چگونگی تغییر دمای میانگین در قسمت های مختلف مدل برای فرکانس 500کیلوهرتز…………..79
شکل 6-16) کانتورهای مربوط به توزیع دما در فرکانس 100kHzدر زمانهای مختلف: الف)5دقیقه
ب)30دقیقه ج) 60دقیقه پس از اعمال میدان مغناطیسی………………………………………………………..80
شکل 6-17) کانتورهای مربوط به توزیع دما در فرکانس 300kHzدر زمانهای مختلف: الف)5دقیقه
ب)30دقیقه ج) 60دقیقه پس از اعمال میدان مغناطیسی………………………………………………………..81
شکل 6-18) کانتورهای مربوط به توزیع دما در فرکانس500kHz در زمانهای مختلف: الف)5دقیقه
ب)30دقیقه ج) 60دقیقه پس از اعمال میدان مغناطیسی……………………………………………………….82
شکل 6-19) کانتورهای دما در کبد برای فرکانسهای مختلف و پس از گذشت یک ساعت: الف)100kHz
ب)300kHz ج)500kHz…………………………………………………………………………………………………………..83
شکل 6-20) توزیع نانوسیال در تومور پس از تزریق 1 میلی لیتر در زمان های مختلف: الف) لحظه شروع
ب) پس از 30 دقیقه ج) پس از 60 دقیقه…………………………………………………………………………………..85
شکل 6-21) توزیع نانوسیال در تومور پس از تزریق 3 میلی لیتر در زمان های مختلف: الف) لحظه شروع
ب) پس از 30 دقیقه ج) پس از 60 دقیقه…………………………………………………………………………………86
شکل 6-22) توزیع نانوسیال در تومور پس از تزریق 5 میلی لیتر در زمان های مختلف: الف) لحظه شروع
ب) پس از 30 دقیقه ج) پس از 60 دقیقه………………………………………………………………………………….87
شکل6-23) توزیع SAR برای مقادیر تزریق مختلف: الف)تزریق 1ml ب) تزریق 3ml ج) تزریق 5ml……….88
شکل 6-24) چگونگی تغییر دمای میانگین در قسمت های مختلف مدل: تزریق 1 میلی لیتر و فرکانس
500کیلو هرتز……………………………………………………………………………………………………………………………..89
شکل 6-25) چگونگی تغییر دمای میانگین در قسمت های مختلف مدل: تزریق 3 میلی لیتر و فرکانس
500کیلو هرتز……………………………………………………………………………………………………………………………….89
شکل 6-26) چگونگی تغییر دمای میانگین در قسمت های مختلف مدل: تزریق 5 میلی لیتر و فرکانس
500کیلو هرتز……………………………………………………………………………………………………………………………….90
شکل 6-27) کانتورهای توزیع دما برای تزریق 1ml در زمانهای مختلف: الف)5دقیقه ب)30دقیقه
ج) 60دقیقه پس از اعمال میدان مغناطیسی……………………………………………………………………………..91
شکل 6-28) کانتورهای توزیع دما برای تزریق 3ml در زمانهای مختلف: الف)5دقیقه ب)30دقیقه
ج) 60دقیقه پس از اعمال میدان مغناطیسی…………………………………………………………………………….92
شکل 6-29) کانتورهای توزیع دما برای تزریق 5ml در زمانهای مختلف: الف)5دقیقه ب)30دقیقه
ج) 60دقیقه پس از اعمال میدان مغناطیسی………………………………………………………………………………93
شکل 6-30) کانتورهای دما در کبد پس از گذشت مدت زمان یک ساعت از اعمال میدان مغناطیسی، برای
مقادیر مختلف تزریق: الف)1ml ب)3ml ج)5ml…………………………………………………………………….94
شکل6-31) بردار جریان الکتریکی القایی برای تزریق 5 میلی لیتر………………………………………………………………….96
شکل6-32) کانتور نیروی لورنتس برای تزریق 5 میلی لیتر…………………………………………………………………………….97
شکل6-33) توزیع نانوسیال برای توموری با 1/0 حجم تومور اولیه در زمان های مختلف: الف)لحظه ی تزریق
ب) پس از 30 دقیقه ج) پس از 60 دقیقه…………………………………………………………………………………..99
شکل6-34) توزیع نانوسیال برای توموری با نصف حجم تومور اولیه در زمانهای مختلف: الف)لحظهی تزریق
ب) پس از 30 دقیقه ج) پس از 60 دقیقه…………………………………………………………………………………100
شکل 6-35) توزیع نانوسیال در تومور اولیه در زمان های مختلف: الف) لحظه شروع ب) پس از 30 دقیقه
ج) پس از 60 دقیقه……………………………………………………………………………………………………………………101
شکل 6-36) چگونگی تغییر دمای میانگین برای توموری با 1/0 حجم اولیه………………………………………………..102
شکل 6-37) چگونگی تغییر دمای میانگین برای توموری با نصف حجم اولیه………………………………………………102
شکل 6-38) چگونگی تغییر دمای میانگین برای تومور اولیه…………………………………………………………………………103
شکل6-39) توزیع SAR برای تومورهایی با اندازه های مختلف: الف)1/0 حجم اولیه ب) نصف حجم اولیه
ج) اندازه ی اولیه………………………………………………………………………………………………………………………….104
شکل 6-40) کانتورهای توزیع دما در توموری با 1/0 حجم اولیه در زمانهای مختلف: الف)5دقیقه
ب)30دقیقه ج) 60دقیقه پس از اعمال میدان مغناطیسی…………………………………………………….105
شکل 6-41) کانتورهای توزیع دما در توموری با نصف حجم اولیه در زمانهای مختلف: الف)5دقیقه
ب)30دقیقه ج) 60دقیقه پس از اعمال میدان مغناطیسی……………………………………………………..106
شکل 6-42) کانتورهای مربوط به توزیع دما در زمانهای مختلف: الف)5دقیقه ب)30دقیقه ج) 60دقیقه
پس از اعمال میدان مغناطیسی…………………………………………………………………………………………………107
شکل 6-43) تغییر دمای میانگین در قسمت های مختلف مدل: تزریق 3ml و فرکانس 1MHz……………….109
شکل 6-44) کانتورهای توزیع دما در تومور اولیه، در زمانهای مختلف: الف)5دقیقه ب)30دقیقه
ج) 60دقیقه پس از اعمال میدان مغناطیسی……………………………………………………………………………110
شکل 6-45) توزیع دما در کبد برای تزریق 3ml و فرکانس 1MHz……………………………………………………………111
شکل 6-46) تغییر دمای میانگین در توموری با نصف حجم اولیه: تزریق 3ml و فرکانس 1MHz…………….111
شکل 6-47) کانتورهای توزیع دما در توموری با نصف اندازه اولیه، در زمانهای مختلف: الف)5دقیقه
ب)30دقیقه ج) 60دقیقه پس از اعمال میدان مغناطیسی……………………………………………………..112
شکل 6-48) توزیع دما در کبدی با نصف حجم اولیه با تزریق 3ml و فرکانس 1MHz……………………………..113
شکل 6-49) تغییر دمای میانگین در قسمت های مختلف مدل 1/0: تزریق 3ml و فرکانس 2MHz………..113
شکل 6-50) کانتورهای توزیع دما در توموری با 1/0 حجم اولیه، در زمانهای مختلف: الف)5دقیقه
ب)30دقیقه ج) 60دقیقه پس از اعمال میدان مغناطیسی……………………………………………………..114
شکل 6-51) توزیع دما در کبدی با 1/0 حجم اولیه با تزریق 3ml و فرکانس 2MHz……………………………….115
فهرست جداول
عنوان………………………………………………………………………………………….صفحه
جدول 3-1) نمونهای از دادههای تجربی جهت محاسبهی α…………………………………………………………………………..34
جدول 5-1) مقدار پرفیوژن خون در بافتهای مختلف بدن…………………………………………………………………………….60
جدول 6-1) مقادیر بدست آمده برای تزریق 2/0 میلیلیتر به بافت شبیهسازی شده……………………………………..64
جدول 6-2) خواص مغناطیسی بافتهای مختلف بدن……………………………………………………………………………………..70
جدول 6-3) خواص ترمودینامیکی بافتهای مختلف بدن…………………………………………………………………………………70
جدول 6-4) خواص ترمودینامیکی و مغناطیسی بافتهای نانوسیال تزریق شده به تومور……………………………….71
فهرست نشانه های اختصاری
T= درجهی کلوین
S_i = مقدار منبع مومنتوم

=|v| اندازهی سرعت
µ= ویسکوزیته
α=میزان نفوذپذیری حرارتی
C_2= ضریب مقاومت اینرسی
ρ=چگالی
E_f=انرژی سیال
E_s=انرژی جامد
ɣ= پروزیته
k_eff= ضریب رسانش موثر محیط
S_f^h= میزان آنتالپی منبع حرارتی
L= طول مشخصهی محیط متخلخل
Γ_k = ضریب پخش اسکالر در محیط
〖 u〗_i = سرعت سیال
E= میدان الکتریکی
B= میدان مغناطیسی
F= نیرو
J = بردار جریان الکتریکی
q= چگالی بار الکتریکی
H= شدت القای میدان مغناطیسی
D= شدت القای میدان الکتریکی
فصل اول
1- مقدمه
1-1-پیشگفتار
هایپرترمیا (گرما درمانی) یک روش درمانی مورد استفاده در درمان سرطان است که در آن با بالا بردن درجه حرارت بافت های بدن در حدود° C 43-41 از طریق استفاده از انرژی الکترومغناطیسی، طی یک دوره زمانی تعریف شده، سلول های سرطانی از بین می روند.
هایپرترمیا تقریبا همیشه با دیگر اشکال درمان سرطان مورد استفاده قرار میگیرد. هایپرترمیا به همراه پرتودرمانی یا شیمی درمانی نتایج بهتری داشته است. در نتایج بالینی تومورهای انتخاب شده، کنترل موضعی تومور بهتر بوده و یا بهبود کلی حاصل شده است. این نتایج برای تومورهای مثانه، سینه، سر و گردن و بافت های نرم نشان داده شده است.
خواص هایپرترمیا (گرما درمانی) از زمان های قدیم شناخته شده بوده است. در پایان قرن 19، ویلیام کولی1(ویلیام کولی،1891) با تولید گرما از طریق عفونت بوسیله باکتری ها و یا تزریق عصاره باکتریایی به منظورایجاد تب، درمان بیماران مبتلا به سرطان را بررسی کرد. علاقه به استفاده از هایپرترمیا برای درمان سرطان در دهه ی 1960 بیشتر شد، از این رو دستگاه های مختلفی برای تولید هایپرترمیای سیستمیک یا هایپرترمیا در بخش های انتخاب شده از بدن ساخته شد.
در 15 سال گذشته، تحولات و فن آوری های جدید، هایپرترمیا را به یک درمان ارزشمند برای برخی از تومورها تبدیل کرده است. با این حال، امروزه هایپرترمیا به طور گسترده مورد استفاده قرار نگرفته و سه روش درمان جراحی، پرتو درمانی و شیمی درمانی، روش های اصلی درمان سرطان هستند، زیرا در طول دهه ی گذشته این روش ها با توجه به تاریخ طولانی خود و نتایج امیدوار کنندهی حاصل از آنها مقبولیت داشتهاند.
همچنین روش هایپرترمیا در درمان سرطان تا به حال نتایج بحث برانگیز و دوسویه در جامعه پزشکی داشته است. علاوه بر این، استفاده نادرست به خصوص در زمان آغاز استفاده از آن که مربوط به 10 سال پیش می باشد و روش های نامناسب سبب شد تا از این روش به صورت محدود استفاده شود.
از جمله چالش های فنی در ارائهی درمان میتوان به مشکل بودن در دستیابی به دمای درمانی مورد نظر برای تومورهای عمیق اشاره کرد که استفادهی گسترده از هایپرترمیا را کاهش میدهد (هرویتز و همکاران2،2011 ). چالش دیگر هایپرترمیا این است که با وجود اصل ساده آن، به مراقبت دائمی از سوی پرسنل پزشکی در مقایسه با رادیودرمانی و یا شیمی درمانی نیازمند است که زمان درمان را طولانیتر میکند. امروزه پیشرفتهای بسیاری در زمینهی فن آوری حرارتدهی، گرماسنجی، توسعهی مدل های برنامهریزی درمان به کمک هایپرترمیا و اخیرا دادن گرما با استفاده از مواد حساس به دما مانند نانوذرات (چروکوری و همکاران3 ،2010) و لیپوزوم ها (لندن و همکاران4،2011 ) صورت گرفته که باعث بهبود استفاده از این روش شده است.
در ادامه باید گفت که نتایج مثبت حاصل از مطالعات اخیر، اشتیاق تازهای در افزایش تعداد موسسات علاقهمند به استفاده از هایپرترمیا را توجیه میکند. در حال حاضر، استفاده از هایپرترمیا در مراکز تحقیقاتی بالینی و کلینیک های خصوصی به ویژه در اتریش، چین، آلمان، ایتالیا، ژاپن، آمریکای شمالی، سوئیس و هلند مورد استفاده قرار می گیرد.
1-2- اصول هایپرترمیا
هایپرترمیا یک اصطلاح عام است و تمامی روش های گرما درمانی را در بر می گیرد. در این روش ها، دمای بافت سرطانی و یا کل بدن تا محدودهی ° C 43-41 با استفاده از انرژی الکترومغناطیسی دریک دورهی زمانی تعریف شده بالا برده می‌شود. این عمل موجب آسیب زدن به سلول های سرطانی و از بین بردن آنها می شود. بالاتر از این محدودهی دمایی، گرما علاوه بر اثرگذاری مستقیم بر روی سلولهای سرطانی، روی سلول های عادی هم اثر گذاشته و موجب از بین رفتن سلول های سالم میگردد که به آن تخریب حرارتی می گویند. نوع دیگری از درمان که با استفاده از دمای زیر° C50- صورت می گیرد، کرایوسرجری5 نامیده می شود.
هایپرترمیا باعث ایجاد تغییرات نامحسوسی در فیزیولوژی بافت میشود. افزایش درجه حرارت با توجه به تغییرات هایپرترمیا، روند طبیعی تومور را تغییر داده و از این رو تمرکز اکسیژن در آن منطقه را زیاد می کند (فرانکنا6 ،2010 ). اکسیژن بافت شدیدا به نفوذپذیری (پرفیوژن) خون مرتبط است که توسط هایپرترمیا تغییر می یابد.
همچنین، افزایش درجه حرارت ممکن است باعث کم شدن سرعت و یا حتی جلوگیری از همانندسازی DNA و یا مانع مکانیسم های ترمیم و بازسازی سلولی شود و پروتئین های طبیعی یا ماهیت چیزی را عوض کند (کراوزیک7،2011 ). لنفوسیت ها، که به تعداد زیادی در خون و همچنین بین سلول های بدن وجود دارند در دمای بالاتر اثرگذاری بیشتری خواهند داشت.
اثرات هایپرترمیا بر روی سرطان پیچیده است. همهی این وقایع به طور قابل توجهی می- تواند توانایی سلول تومور به تقسیم شدن را کم کرده و در نهایت منجر به انقباض تومور شود. در حقیقت، تخریب بافت ناشی از هایپرترمیا در دو فاز مجزا رخ می دهد؛ فاز اولیه، تخریب ناشی از حرارت مستقیم است که عمدتا توسط کل انرژی اعمال شده به تومور، ساختار تومور و محیط اطراف آن تعیین می شود. فاز دوم، تخریب غیر مستقیم است که به ایجاد پیشرفت تخریب در بافت منجر می شود. اثرات حرارت در افزایش دمای بافت، به میزان کل انرژی حرارتی اعمال شده، نرخ دفع حرارت و حساسیت حرارتی بافت بستگی دارد. علاوه بر این، شکل، نوع و اندازهی بافت و یکنواختی توزیع دما میتواند بر تخریب عناصر سلولی تاثیر بگذارد.
هایپرترمیا به چند روش استفاده می شود که رایج ترین روش، هایپرترمیای محلی با استفاده از انرژی الکترومغناطیسی برای گرم کردن تومور است که این تومور ممکن است در نقاط مختلف بدن قرار داشته باشد. هایپرترمیای محلی در درجه اول برای سرطان سینه، تومورهای پیشرفته لگن و … و در درجه دوم برای گره های لنفاوی سطحی، پروستات، و بافت های پوستی یا زیر پوستی استفاده می شود.
به طور کلی از هایپرترمیا می توان برای درمان سرطان در تمامی مراحل استفاده نمود؛ هرچند در حال حاضر استفاده ی اصلی از آن برای تومورهای جامد پیشرفته که به سختی قابل درمان بوده و یا غیر قابل جراحی هستند و یا مواردی که روش های متداول درمان (جراحی، شیمی درمانی، پرتو درمانی) به احتمال بسیار زیاد موفقیت آمیز نبوده و ناکافی باشد، استفاده می شود.
امروزه، هایپرترمیا تقریبا با دیگر اشکال درمان سرطان مورد استفاده قرار می گیرد و امکان همکاری با درمانهای معمولی را فراهم می کند؛ به عبارت دیگر از هایپرترمیا به عنوان یک مکمل برای درمان سرطان استفاده میشود. تومورهایی که اسید دئوکسی ریبونوکلئیک (DNA) را به منظور آماده سازی برای تقسیم استفاده می کنند و آنهایی که خودشان اسیدی هستند و اکسیژن کمی دارند، مقاومت بیشتری در برابر تابش امواج الکترومغناطیسی از خود نشان می دهند (دهرست8،2005).
بنابراین، هایپرترمیا می تواند سلول های سرطانی را نسبت به تابش حساستر کند و برای سلول های سرطانی که تابش درمورد آنها کاربرد چندانی ندارد، مفید باشد. در مواردی که PH بافت سرطانی کم است، ترکیبی از شیمی درمانی و هایپرترمیا مناسب است.
1-3- مکانیزم حرارت دهی
انجام مطالعات آزمایشگاهی و بالینی، استفاده از مکانیسم های مختلف انتقال حرارت در هایپرترمیا را نشان میدهد.
برای انتقال حرارت، سه فرآیند اصلی وجود دارد:
1- هدایت حرارتی گرما از یک منبع در درجه حرارت بالاتر
2- ترکیبی از تلفات مقاومتی و دی الکتریک در بافت که ناشی از امواج الکترومغناطیسی (EM) اعمال شده می باشد.
3- تلفات مکانیکی ناشی از نوسانات مولکولی به دلیل موج فشاری اولتراسونیک
1-4- میزان جذب امواج الکترومغناطیسی(EM)
توجه به خواص مغناطیسی بافت های بدن بسیار مهم است. مکانیسم اولیهی گرمایش بافتها با تغییرفرکانس متفاوت میشود. در محدودهی بسامد رادیویی (RF) (حدود صدکیلوهرتز تا چند مگا هرتز)، میدان متناوب باعث جنبش الکترون های آزاد شده که موجب جذب انرژی ناشی از تلفات مقاومتی (اهمی) به دلیل اتلاف جریان های الکتریکی در بافت میشود. در فرکانس های مایکروویو (MW) (صد مگا هرتز تا حدود ده گیگاهرتز)، تلفات دی الکتریک در بافت نقش غالب را داشته و حرارت عمدتا به دلیل اصطکاک ناشی از فعل و انفعالات بین مولکول های قطبی آب (چرخش و نوسان مولکولهای آب برای حفظ هم راستایی با میدان متغیر با زمان) می باشد.
در فرکانس های بالاتر، قدرت نفوذ سطحیتر می باشد، در حالی که در فرکانس های پایین، نفوذ عمیقتری صورت میپذیرد. فرکانسهای رادیویی (RF) نفوذ خوبی دارند، اما به مناطق بزرگی از بدن اعمال می شوند، در حالی که فرکانسهای ماکرویو (MW) را می توان به طور متمرکز در بافت تومور اعمال کرد. با وجود تعداد زیادی از روشهای گرمایشی، در حال حاضر روش های الکترومغناطیسی در زمینهی هایپرترمیا بیشتر مورد توجه قرار دارند. برای گرمادهی الکترومغناطیسی روش های مختلفی وجود دارد که در ادامه به توضیح هریک می پردازیم.
1-4-1- هایپرترمیای تابشی
هایپرترمیای تابشی برای تولید گرما، از امواج با فرکانس پایین استفاده می کند. در میان روشهای پرتو درمانی، امواج رادیویی(RF) دارای طولانیترین طول موج و بیشترین قدرت نفوذ هستند. برای گرم کردن تومورهای بزرگ در قسمت های داخلی بدن، RF در محدودهی 10الی120 مگاهرتز با طول موج هایی که در مقایسه با ابعاد بدن بزرگ بوده استفاده می شود. با این روش انرژی را در منطقه قابل توجهی (استافر9، 2005) می توان اعمال کرد. هایپرترمیای تابشی، یک میدان الکتریکی متناوب در بافت تومور ایجاد کرده و یون ها را تحریک میکند.
این تحریک یونی سبب ایجاد حرارت اصطکاکی در داخل بدن شده که حرارت تولیدی را میتوان به راحتی از طریق مدلکردن مقدار انرژی رادیویی فرستاده شده ( حبش و همکاران، 2006) کنترل کرد. در بعضی از موارد به جای امواج رادیویی، از امواج با مقیاس میکرو میتوان بهره برد.
میکروویو- هایپرترمیا معمولا با یک آنتن هادی موج که با فرکانس های 434،915 و2450 مگاهرتز کار میکند، همراه است. معمولا در این روش با استفاده از کوپل کردن این آنتن ها، انرژی الکترومغناطیسی را به مکان مورد نظر هدایت می کنند . در این حالت، بدن توسط آرایهای از آنتنها احاطه می شود که این آنتنها میدانی با شدت و فرکانس مشخص ایجاد میکنند. در این روش معمولا از کیسه های حامل آب برای خنک کاری استفاده میشود.
1-4-2- هایپرترمیا با القای مغناطیسی
القای مغناطیسی با انتقال انرژی از یک سیم پیچ حامل جریان متناوب (AC) در اطراف یک جسم بیولوژیکی از طریق هوا برای رسیدن به گرمادهی در مناطق عمیق تر (به عنوان مثال، بیش از 5 سانتی متر) انجام می شود. گرمایش القاییRF، قابلیت نفوذ در بافتهایی مانند چربی زیر پوست، بدون گرمایش بیش از حد در نقاط دیگر را دارد. چنین میدان های مغناطیسی، یک جریان مخالف در داخل بافت ایجاد میکنند. از آنجا که میدان الکتریکی با سطح میانی بافت موازی است، گرمایش در ماهیچه بیشتر از قسمت چربی است. با این حال گرمایش معمولا به نوع سیم پیچی وابسته است که معمولا سیم نول در وسط سیم پیچ قرار میگیرد. این عملگرها معمولا در فرکانس های 56/13، 12/27، و 40 مگاهرتز با عمق نفوذ معمولا چند سانتی متر (حبش و همکاران، 2006) کار میکنند. به منظور بهبود جذب انرژی مغناطیسی در داخل بافت، مواد مغناطیسی از قبیل ریزذرات و میله های فریت را با یک سری معلق کننده ویا مایعات مغناطیسی به منطقه مورد نظرهدایت می کنند.
1-4-3- امواج مافوق صوت
امواج مافوقصوت، انتشار امواج صوتی در فرکانس های20-2 مگاهرتز به بافت های نرم را شامل می شود. برخلاف تابش امواج الکترومغناطیس، انرژی امواج مافوق صوت به صورت موج فشاری در داخل بافت منتشر می شود. تغییرات در فشار به صورت نیروی فشاری و کششی باعث می شود که مولکولها به یکدیگر برخورد کرده و ارتعاش داشته باشند که با این کار، اصطکاک بوجود آمده و در نهایت این اصطکاک به گرما تبدیل می شود. امواج مافوق صوت را می توان با یک ترانسفورماتور که در خارج از بدن قرار گرفته و با آن کوپل شده ایجاد کرد. این امواج درون چربی بهتر از بافت ماهیچهای نفوذ میکنند. برای مثال در فرکانس یک مگاهرتز، عمق نفوذ در ماهیچه cm 4/4 و در چربی cm 3/31 است. امواج با طول موج کمتر از چند میلیمتر این امکان را می دهند که انرژی مافوق صوت را درحجم کوچک و در عمق زیاد متمرکز کنیم. به دلیل اختلاف مقاومت زیاد بین بافت نرم با هوا و بافت نرم با استخوان، این سطوح تمامی انرژی مافوق صوت را بازتاب میکنند. در نتیجه مکان هایی از آناتومی انسان که بتوان این روش را بر روی آنها اعمال کرد، محدود می باشند. گرمایش به وسیله سونوگرافی راه حل دیگری می تواند باشد که باز در این روش نیز قدرت نفوذ در هوا و استخوان مشکل میباشد.
1-5- حالات کاربرد
به طور کلی هایپرترمیا به سه گروه عمدهی هایپرترمیای موضعی، گرمایش ناحیهای و هایپرترمیای کل بدن تقسیم شده است. در ادامه نیز هر چند هایپرترمیا به واسطه نانوذرات را به عنوان یک هایپرترمیای محلی می توان درنظر گرفت، اما به طور جداگانه به بحث در مورد آن به عنوان نوع مجزایی از استفاده از هایپرترمیا خواهیم پرداخت.
1-5-1- هایپرترمیای محلی
در هایپرترمیای محلی گرما به منطقهی کوچکی که تومور در آن قرار دارد، اعمال می شود. روش های متفاوتی برای اعمال گرما می توان به کار برد که شامل امواج میکروویو، امواج رادیویی و اولتراسونیک است. هایپرترمیای محلی با تجهیزات مختلفی نظیر موج بر، مارپیچ و صفحه جریان که در سطح تومورهای سطحی با محیط تماس(بولوس) قرار می گیرد، انجام میشود. مقدار توزیع نرخ جذب ویژه10 به خواص فیزیکی بدن بستگی داشته و بیش از چند سانتی متر نیست. عمق نفوذ به فرکانس و اندارهی دستگاه بستگی دارد.در حین اعمال هایپرترمیای محلی، دمای تومور افزایش می یابد و این کار تا زمانی که دمای بافت سالم اطراف آن از حد تحمل بالاتر نرود، ادامه می یابد. مکان هایی که این روش را می توان بر روی آنها اعمال کرد شامل دیواره قفسه سینه و قسمت های فوقانی تومورهای سروگردن می باشد.
1-5-2- هایپرترمیای محلی خارجی
هایپرترمیای محلی خارجی برای درمان تومورهایی که زیر پوست قرار دارند به کار می رود. به دلیل دسترسی آسان به تومور، امکان حرارت دهی لازم در این روش وجود دارد. گرما معمولا با استفاده از تولید انرژی با فرکانس بالا که از یک منبع خارجی تولید شده است، ایجاد می شود. تکنیک های الکترومغناطیسی معمولا برای تومورهای سطحی با عمق کمتر از 4 سانتی متر از جمله عود دیواره قفسه سینه وسرطان سینه استفاده می شود، در حالی که امواج اولتراسوند برای تومورهای عمیق تر، تا حدود 6 سانتی متر مفید هستند.
1-5-3- هایپرترمیای محلی درون مجرایی11
هایپرترمیای درون مجرایی محلی برای درمان تومور در داخل یا نزدیک حفره های بدن استفاده می شود. آنتن درون مجرایی در دهانه های طبیعی ارگانهای توخالی قرار داده می شود. این موارد شامل اعضای ریوی (نای)، زنان (دهانه رحم، رحم و واژن)، ادراری- تناسلی (پروستات، مثانه) و دستگاه گوارش (مری) می باشد. با این روش، حرارت بسیار موضعی توسط قرار دادن الکترود اندوتراکت12 به مجراهایی از بدن انسان به منظورتامین انرژی و حرارت درآن منطقه به طور مستقیم میسر می باشد. این نوع از درمان حرارتی برای رسیدن به دمای بالاتر از 45°C جهت از بین بردن تومور استفاده می شود.
1-5-4- هایپرترمیای محلی بینابینی
هایپرترمیای محلی بینابینی برای درمان تومورهای عمیق داخل بدن، مانند تومورهای مغزی استفاده می شود. این تکنیک اجازه می دهد تا تومور به دماهای بالاتری نسبت به روش های خارجی برسد. تحت بیهوشی، پروب یا سوزن به داخل تومور فرستاده می شود. برای اینکه مطمئن شویم پروب به درستی در داخل تومور قرار گرفته است، از روشهای تصویربرداری مانند سونوگرافی میتوان بهره برد. این نوع از درمان حرارتی برای رسیدن به درجه حرارت بالاتر از °C 45 به منظور از بین بردن تومور استفاده می شود.
1-5-5- هایپرترمیای منطقه ای
از هایپرترمیای منطقه ای برای گرم کردن حجم نسبتا زیادی از بدن مانند قفسه سینه یا لگن استفاده می شود که محل گرمادهی شامل بافت سرطانی و همچنین بافت سالم اطراف آن میباشد. در این روش سعی می شود تا آنجا که ممکن است، دمای بقیه ی قسمتهای بدن، نزدیک به دمای طبیعی نگه داشته شود. برای گرم کردن مناطق وسیعی از بافت روشهای مختلفی میتوان استفاده نمود. این تکنیک برای گرم کردن یک منطقه ی بزرگ و معمولا با دمایی در حدود °C 42-39 در سراسر تومور و مناطق اطراف آن در نظر گرفته شده و مقدار نفوذ انرژی توسط بافت سالم محدود می شود. روش های بافت های عمیق برای درمان سرطان در داخل بدن مانند گردن رحم یا سرطان مثانه استفاده می شود. برای این منظور دستگاه های خارجی در اطراف حفره بدن و یا ارگانی که می خواهیم آن را درمان کنیم، قرار می دهیم و انرژی مایکروویو یا موج رادیویی برای بالا بردن درجه حرارت درمنطقه متمرکز می شود.
1-5-6- گرمایش عمیق منطقه ای
گرمایش عمیق منطقه ای معمولا با ترکیب چند عملگر انجام می شود. به عنوان مثال عملگری که به تازگی توسعه یافته، هایپرکلار13 نامیده می شود که شامل مجموعه ای از 12 آنتن RF بوده که گرما را بر روی جسم مورد نظر متمرکز می کند، در حالی که حرارت بافت های مجاور را به حداقل می رساند (پائولایدس14 و همکاران، 2007). هایپرکلار برای گرمایش عمیق سر و گردن طراحی شده است. در این روش رگهایی که در بافت قرار دارند از ظرفیت خنک کنندگی بالایی برخوردارند که در ثابت نگه داشتن دمای بدن نقش عمده ای دارند.
1-5-7- هایپرترمیای پرفیوژن منطقه ای
هایپرترمیای پرفیوژن منطقه ای معمولا با تزریق مایعات گرم در یک اندام حرکتی، عضو و یا حفره ای از بدن همراه است و معمولا به همراه شیمی درمانی (سیلین15 و همکاران، 2000) استفاده می شود. شیمی درمانی داخل صفاقی(فضای داخل شکم که شامل روده، معده و کبد است) یک تکنیک برای درمان سرطان در حفرهی صفاقی از جمله سرطان معده می باشد ( کوناساکی16 و همکاران، 2006؛ کرکار17 و همکاران، 2009).
اصطلاح ” شیمی درمانی هایپرترمیا18″ بدان معنی است که محلول شامل مواد شیمیدرمانی به درجه حرارتی بالاتر از دمای طبیعی بدن گرم میشود. در طول فرایند درمان، داروهای ضد سرطان بعد از گرم شدن در دستگاه از طریق حفره صفاقی وارد منطقه می شود. در این روش درجه حرارت حفره صفاقی به °C 42-41 می رسد. سرطانهایی مانند سرطان روده بزرگ، سرطان تخمدان، سرطان معده، سرطان آپاندیس که به سطوح پوشش صفاقی گسترش یافته باشد، استفاده از این روش برای درمان را بسیار دشوار می کنند. با این حال هنگامی که این سرطان به حفره صفاقی محدود باشد، HIPEC یک گزینه برای درمان بیماری خواهد بود. سه روش عمده برای اجرای HIPEC در داخل حفره صفاقی وجود دارد. قبل از اینکه HIPEC تجویز شود، جراح با استفاده از روش استاندارد جراحی، تمامی تومورهای قابل مشاهده که در سراسر حفره صفاق وجود دارند را حذف می کند. به این جراحی کاهنده میگویند. پس از جراحی کاهش دهنده تومور،جراح HIPEC را انجام می دهد. بسته به نوع داروی سیتوتوکسیک، مدت زمان شیمی درمانی بین 30 تا 90 دقیقه تغییرمیکند. این عمل به خصوص در درمان سرطان تخمدان و سرطان رودهی بزرگ استفاده می شود.
1-5-8- هایپرترمیای کل بدن19
هایپرترمیای کل بدن به مدت 8-4 ساعت دمای کل بدن را به °C5/39و یا به مدت 2-1 ساعت به دمایی نزدیک به °C42 می رساند. با این حال به علت آسیب پذیری بافتهای کبد و مغز، حداکثر درجه حرارت در روشWBH به دمای °C42-8/41محدود می شود. دراین روش توزیع دما در کل بدن یکنواخت بوده و بر اساس محل تومور انتخاب نمی شود. با این حال WBH حتی در دمای یکسان نیز نتایج متفاوتی با دیگر روشها دارد. در درمان سیستماتیک، خون باعث بقای تومور میشود، در حالی که در درمان محلی یا منطقهای، خون با دمای طبیعی بدن، تومور را سرد می کند.
دو روش مستقیم قابل اجرا برای انجام هایپرترمیای سیستماتیک وجود دارد. درمان خارج از جسم20 و درمان درون جسم21. روش خارج از جسم که کمتر استفاده می شود، گرم کردن خون در خارج از بدن و پمپ کردن آن به بدن بیمار است. روش مناسب تر این است که محیط اطراف بیمار را تحت امواج مادون قرمز (و با استفاده از آب به عنوان فیلتر) قرار دهیم. گرم کردن خون در بستر مویرگی و زیر پوست، منجر به گرم کردن کل جریان خون شده و از این طریق تمام بدن گرم می شود. این روش با پوست بدن سازگارتر است. برای انجام این کار، برنامه WIRA خود را به سبب نفوذ بالای آن به بستر مویرگی زیر پوست از دیگر برنامه ها متمایز می کند. با WIRA می توان تداخل امواج مادون قرمز B و C را از تابش گرمایی حذف کرد. بنابراین توان تابش بالاتری را می توان در یک سطح قابل تحمل نسبت به تابش گرمایی فیلتر نشده اعمال کرد. بیمار در طول مدت درمان که ممکن است حدود یک تا چهار ساعت به طول انجامد، در حالت استراحت قرار دارد. دمای بدن بیمار در حدود 30 دقیقه به دمای هدف که °C8/41 است می رسد و در حدود یک ساعت در مرحله ی خنک شوندگی قرار می گیرد.
استفاده از WBH در حد متوسط (با درجه حرارت پایین تر) برای جلوگیری از مسائل جانبی نیز ممکن است مورد استفاده قرار گیرد. این روش را بیشتر برای درمان سرطان هایی که در کل بدن شیوع پیدا کرده اند میتوان به کار برد. WBH امکان همکاری با درمان های معمولی را فراهم می کند. از معایب WBH می توان به ایجاد فشارهای سیستماتیک به سبب حرارت دهی کل بدن، عدم گرمایش لازم در تومور و محدودیت افزایش درجه حرارت بیش از °C 42 به دلیل بافت های حیاتی مانند قلب، ریه، کبد و مغز اشاره نمود.
1-5-9- هایپرترمیا با استفاده از نانوذرات

دسته بندی : پایان نامه ارشد

پاسخ دهید