autoradiogra a neutronica di tessuti polmonari umani...
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Universita degli Studi di Trieste
Facolta di Scienze Matematiche Fisiche e Naturali
Tesi di Laurea in FISICA
Autoradiografia neutronica di
tessuti polmonari umani
irradiati presso LINAC
ospedalieri con metodi di
BNCT(Boron Neutron Capture
Therapy)
Candidato: Relatore:
Longo Mariaconcetta Chiar.mo Prof. Gianrossano Giannini
Anno Accademico 2008/2009 - Sessione Estiva
Indice
Introduzione 1
1 La Boron Neutron Capture Therapy (BNCT) 3
1 Descrizione generale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3
2 Storia della BNCT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5
3 Fondamenti fisici della terapia . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6
3.1 Reazione nucleare . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6
3.2 Concentrazione di boro ed efficacia della terapia . . . . 8
3.3 Calcolo della dose . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9
2 Produzione di neutroni mediante LINAC ospedalieri 13
1 Sorgenti ospedaliere per BNCT . . . . . . . . . . . . . . . . . 13
2 La fisica dei fotoneutroni . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15
3 Misure a Torino 19
1 Materiali e tecniche sperimentali . . . . . . . . . . . . . . . . . 19
1.1 Espianto e perfusione di polmone . . . . . . . . . . . . 20
1.2 Preparazione dei campioni . . . . . . . . . . . . . . . . 20
1.3 Irraggiamento neutronico . . . . . . . . . . . . . . . . . 21
2 Autoradiografia neutronica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23
2.1 Rivelatori a tracce CR-39 . . . . . . . . . . . . . . . . 24
4 Analisi dati e risultati 27
1 Determinazione della quantita di boro incorporato . . . . . . . 27
2 Trattamento delle immagini . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35
Conclusioni 37
Introduzione
La verita si ritrova sempre nella semplicita,
mai nella confusione.
- Isaac Newton -
La BNCT e una particolare tipologia di cura contro i tumori, altamente se-
lettiva, che sfrutta la reazione di cattura neutronica 10B(n,α)7Li.
I frammenti nucleari della reazione sono due particelle altamente ionizzanti,
poco penetranti, che hanno la caratteristica di depositare la loro energia in
5-9µm, dell’ordine di un tipico diametro cellulare. Se si riesce, percio, a in-
trodurre selettivamente il boro nelle cellule tumorali, esponendo il tumore a
un flusso di neutroni si possono, grazie a questa reazione di cattura, provoca-
re danni letali alle cellule interessate, minimizzando i danni alle cellule sane
vicine. Per ottenere tale selettivita, il boro viene trasportato da opportuni
carriers molecolari; nella pratica chimica internazionale i principali sono la
BPA (Borofenilalanina) e il BSH (Sodio-Dodecaborano).
Scopo del presente lavoro e di sviluppare una tecnica che permetta di deter-
minare la concentrazione di 10B che si trova nelle cellule tumorali e quella
che invece e contenuta nelle cellule sane.
In particolare, nel Capilolo 1 si dara una descrizione generale della BNCT.
Nel Capitolo 2 verra analizzata la produzione dei neutroni mediante accele-
ratori lineari di elettroni LINAC ospedalieri e si dara anche una breve spie-
gazione dei processi fisici che presiedono all’ottenimento di neutroni termici.
Il Capitolo 3 sara dedicato alle misure condotte a Torino e alla descrizione
degli strumenti utilizzati per realizzarle.
Nel Capitolo 4 saranno riportati i risultati ottenuti a seguito dell’analisi dei
rivelatori a tracce CR-39, eseguita con un originale metodo trattamento delle
immagini appositamente sviluppato.
Capitolo 1
La Boron Neutron Capture
Therapy (BNCT)
Scoprire significa vedere quello che tutti vedono
e pensare quello che nessuno ha ancora pensato
- Albert von Szent-Gyorgyi -
1 Descrizione generale
La BNCT (Boron Neutron Capture Therapy) e una tecnica altamente seletti-
va, sviluppata con lo scopo di colpire le cellule tumorali con particelle cariche
pesanti ad alto LET (Linear Energy Transfer) risparmiando il tessuto sano.
Essa e basata sulla cattura di neutroni termici ed epitermici da parte del 10B
con successiva emissione di una particella α e di un nucleo di 7Li; l’emissione
della particella α e del nucleo di 7Li avviene back to back.
La BNCT fa parte delle cosiddette terapie binarie, in quanto consta nel-
la combinazione di due fasi distinte potenzialmente letali per il tumore. La
prima consiste nella somministrazione di un composto borato, la BPA (Boro-
fenilalanina), in modo tale che la concentrazione di boro risulti elevata nelle
cellule neoplastiche e limitata in quelle sane. Nella seconda fase, l’organo ma-
lato viene sottoposto all’irraggiamento con neutroni termici. La conseguente
reazione nucleare induce, a seguito del grande rilascio d’energia, un elevato
danno cellulare che puo causare l’apoptosi (suicidio nucleare controllato) e
che risulta selettiva grazie al diverso livello di assorbimento della BPA tra
4 La Boron Neutron Capture Therapy (BNCT)
Figura 1.1: Schema della reazione nucleare utilizzata nella BNCT.
cellule sane e cellule tumorali.
Le ragioni per cui la reazione che avviene nella BNCT risulta essere partico-
larmente adatta per l’impiego in radioterapia possono essere cosı sintetizzate:
• ha un’elevata sezione d’urto di cattura per neutroni di bassa energia
(3840 barn a 0.025 eV) e un Q-valore positivo (Q=2.792 MeV);
• i prodotti della reazione (una particella α e un nucleo di 7Li) rilasciano
tutta la loro energia entro un raggio di pochi µm dal punto in cui sono
stati creati (6.5 e 4 µm rispettivamente), cioe all’interno della cellula
in cui avviene la reazione;
• la dose di radiazione viene rilasciata solo durante l’irraggiamento neu-
tronico del tessuto, dato che i prodotti di reazione non sono radioattivi.
1.2 Storia della BNCT 5
2 Storia della BNCT
L’idea di usare i neutroni per la cura dei tumori fu avanzata per la prima
volta da Gordon J. Locher nel 1936, quattro anni dopo la scoperta del neu-
trone da parte di Chadwick e due anni dopo che Enrico Fermi aveva misurato
l’elevata sezione d’urto di cattura dei neutroni termici da parte del 10B.
Le prime applicazioni cliniche vennero effettuate negli Stati Uniti al BNL
nel 1951, seguite da altri tentativi fra il 1959 e il 1961 al BNL (Brookhaven
National Laboratory) e al MTI (Massachussets Institute of Technology). Tut-
tavia, a causa della scarsa capacita di penetrazione dei neutroni termici negli
strati profondi del tessuto e dell’utilizzo di composti borati inorganici con
un’inadeguata localizzazione selettiva nel tumore, queste prime applicazioni
cliniche produssero risultati molto scoraggianti e furono quindi interrotte.
Nel 1968 H. Hatanaka, in Giappone, attraverso l’ntroduzione di un nuovo
composto borato, (Na2B12H11SH), noto come BSH o dodecaborato, riprese
la BNCT. I risultati ottenuti da Hatanaka furono davvero sorprendenti: la
sopravvivenza media fu di 5 anni per il 58% dei pazienti che soffrivano di
gliomi al terzo e quarto grado, con tumore posizionato a meno di 6 cm di
profondita.
Negli anni′90 le sperimentazioni cliniche ripresero negli Stati Uniti sia con
l’ntroduzione di un altro composto, la Borofenilalanina (BPA), sia con l’uso
di neutroni con maggiore capacita di penetrazione: i neutroni epitermci. Alla
fine degli anni′90 sono diventati operativi anche due centri europei (uno nel
′97 a Petten e uno nel
′90 in Finlandia).
Attualmente la BNCT viene utilizzata in varie parti del mondo (Stati Uniti,
Europa, Giappone), mentre la ricerca si e concentrata principalmente nello
studio di nuovi composti che possono garantire la selettivita del boro nelle
cellule tumorali e nella ricerca di nuove sorgenti di neutroni da utilizzare per
la BNCT.
6 La Boron Neutron Capture Therapy (BNCT)
3 Fondamenti fisici della terapia
3.1 Reazione nucleare
La reazione nucleare sulla quale si basa la BNCT e schematizzata in figura
1.1: la sezione d’urto di cattura dei neutroni termici e molto elevata, circa
3840 barn, da 2 a 7 ordini di grandezza maggiore rispetto alle sezioni d’urto
di cattura di neutroni termici da parte degli altri elementi che compongono
i tessuti biologici. La cattura produce uno stato eccitato di 11B che decade
molto rapidamente (τ ≈ 10−12s), secondo due possibili canali di fissione:
n + 10B −→ 11B∗ −→ α(1.78MeV) + 7Li(1.01MeV) (1.1)
n + 10B −→ 11B∗ −→ α(1.47MeV) + 7Li∗(0.84MeV)
−→ 7Li + γ(0.477MeV)(1.2)
Il primo processo avviene circa nel 6% dei casi, il secondo nel restante 94%
[1].
I prodotti della reazione presentano un alto valore di LET, pari a circa 150
keVµm−1 per le particelle α e 175 keVµm−1 per i nuclei di 7Li. Per questo
motivo, il range della particella α e del nucleo di 7Li e basso (8 µm per le
particelle α e 5 µm per i nuclei di 7Li) e risulta inferiore rispetto alle tipi-
che dimensioni cellulari che sono di circa 12 µm. Pertanto, questi frammenti
rilasciano tutta l’energia all’interno della cellula dove avviene la cattura di
neutroni su 10B e, se quest’ultimo e presente con una concentrazione suffi-
cientemente elevata, la dose risulta essere letale per quella cellula, mentre
quelle adiacenti vengono preservate[2].
La cellula viene inattivata, poiche la densita di ionizzazione prodotta lungo
il percorso della particella α nella cellula genera un campo elettrico che seg-
menta alla stessa quota le due eliche del DNA, producendo un danno che in
almeno il 95% dei casi conduce alla morte della cellula. In realta, l’effetto
distruttivo vero e proprio e da attribuire principalmente alle particelle α.
Infatti il 7Li, pur essendo una particella ad alto LET, presenta un percorso
piu breve entro la cellula e piu raramente provoca gravi danni al nucleo.
1.3.1 Reazione nucleare 7
Figura 1.2: Schema della reazione di fissione del boro all’interno di una cellula.
Figura 1.3: Tracce delle particelle (in alto) e deposito in energia in funzione
della distanza percorsa (in basso).
8 La Boron Neutron Capture Therapy (BNCT)
3.2 Concentrazione di boro ed efficacia della terapia
Una delle caratteristiche fondamentali della terapia antitumorale con cattura
di neutroni su boro e la selettivita, ossia la capacita di colpire le cellule
neoplastiche risparmiando quelle sane. Poiche anche le cellule sane assorbono10B, la selettivita della terapia e assicurata dal maggiore assorbimento di boro
nel tumore rispetto al tessuto sano.
In altre parole, e necessario impartire una dose letale alle cellule tumorali,
mantenendo quelle sane al di sotto della soglia di tolleranza, come mostrato in
figura1.4. Per far questo bisogna che, durante il bombardamento neutronico,
il rapporto tra le concentrazioni di 10B nelle cellule tumorali (CT ) ed in
quelle sane (CS) sia superiore ad un certo valore di soglia. I valori delle
concentrazioni CT e CS e del rapporto T = CT/CS che assicurano una buona
terapia vengono stabiliti tenuto conto che un tessuto sano, quando viene
irraggiato con neutroni termici, assorbe una dose di radiazione attraverso:
1. il fondo indesiderato di γ (o di neutroni di alta energia) presente nella
posizione di irraggiamento;
2. le reazioni che i neutroni inducono sui nuclei degli elementi da cui il
tessuto e composto (H, C, O, N e vari altri elementi secondari). Le
principali reazioni indotte dai neutroni termici sono quelle di cattu-
ra sull’idrogeno che libera raggi γ 1H(n,γ )2H e sull’azoto che libera
protoni 14N(n, p) 14C;
3. la reazione 10B(n,α )7Li sul 10B eventualmente contenuto nei tessuti
sani.
Figura 1.4: Diversa concentrazione di boro nella cellula tumorale e in quella
sana.
1.3.3 Calcolo della dose 9
La selettivita della terapia dipende del valore del fondo (γ e/o di neutroni
veloci) presente nella posizione di irraggiamento, che deve essere basso, e dal
rapporto T delle concentrazione di 10B fra il tessuto tumorale e quello sano,
che deve essere alto [3].
Lavorando con un sistema a due fasi (iniezione del 10B e irraggiamento
con neutroni) e possibile, manipolandoli indipendentemente, ottimizzare il
periodo di irraggiamento sulla base del momento in cui il rapporto T e
massimo.
3.3 Calcolo della dose
La valutazione dell’efficacia clinica di un fascio per BNCT richiede il calcolo
della dose sia nel tessuto sano sia in quello tumorale. Il calcolo risulta com-
plesso in quanto i differenti contributi alla dose totale hanno diversi valori di
RBE (Efficacia Biologica Relativa).
Inoltre l’efficacia biologica della dose fisicaDB, dovuta alla cattura neutronica
da parte dei nuclei di 10B dipende dal tipo di composto usato per introdurre
il boro nel corpo del paziente.
Considerando la cellula come una sfera avente raggio di circa 8 µm, il suo
volume ν vale ν ≈ 2.15× 10−9 cm3, e la sua massa m e m ≈ 2.15× 10−9 g.
Se si assume una concentrazione di 10B di 45.5 µg per grammo di tessuto,
allora il numero di 10B in ciascuna cellula e:
nB ≈ (5.89× 109)10B/cell. (1.3)
Assumeremo, inoltre, un flusso di neutroni termici, pari a circa 1.9 × 109
neutroni/(cm2 · s), che e un tipico valore ottenibile attualmente median-
te l’utilizzo di reattori nucleari. In 40 minuti di esposizione, la fluenza di
neutroni termici rilasciata, φth, diventa:
φth ≈ 4.56× 1012neutroni/cm2. (1.4)
Utilizzando una sezione d’urto di cattura di σ=3840 barns, il numero di
neutroni catturati dal boro per cellula, ncapt, puo essere calcolato come:
10 La Boron Neutron Capture Therapy (BNCT)
ncapt = σ · φth · nB≈ 3.84× 10−21(cm2) · 4.56× 1012(1/cm2) · 5.89× 109(1/cellula)
≈ 103catture/cellula
(1.5)
Sapendo che in ogni reazione di cattura i prodotti di fissione rilasciano com-
plessivamente un’energia ∆E=2.31 MeV (si suppone che la particella alfa e
il nucleo di litio si arrestino completamente all’interno della cellula), la dose
fisica rilasciata nel corso del trattamento si calcola come:
DB = ncapt ·∆E/m
≈ 103 · 2.31MeV/2.15× 10−9g ≈ 17.7Gy = 1770rad.(1.6)
Ricordiamo che DB rappresenta la dose fisica rilasciata nel corso del trat-
tamento. La dose biologica, DB, dipende invece non solo dall’elevato valore
di RBE dei prodotti di fissione ad alto LET, ma anche da proprieta specifi-
che del composto somministrato, le quali vengono espresse da un parametro
chiamato CF (Compound Factor). La dose biologica DB e data da:
DB = CF ·DB, (1.7)
dove il valore di CF e ≈ 3.8 per i tessuti tumorali e ≈ 1.3 per quelli sani. Con
questi valori e possibile calcolare la dose biologica per le cellule tumorali, in
unita di gray-equivalent, come:
DB = CF ·DB ≈ 3.8× 17.7Gy ≈ 67.3Gy − eq. (1.8)
Tuttavia, per ottenere la dose totale fornita alle cellule tumorali in un tratta-
mento di BNCT, e necessario sommare alla dose calcolata sopra anche la dose
di background. L’efficacia della terapia e garantita se la dose di background e
inferiore rispetto al livello di tolleranza nel tessuto sano e se la somma della
dose di background e della dose biologica e letale per le cellule tumorali[4].
Per il calcolo della dose di background e necessario tener conto di tre contributi
principali:
1.3.3 Calcolo della dose 11
• i neutroni termici, richiesti per la reazione 10B(n,γ )7Li, producono
anche la dose azoto DN attraverso la reazione di causa della reazione
di cattura da parte dell’azoto 14N(n, p)14C;
• i neutroni termici sono inoltre responsabili di una componente gam-
ma Dγ a causa della reazione di cattura con nuclei di idrogeno che
compongono il tessuto: 1H(n,γ )2H;
• l’ultima componente da considerare e la dose di idrogeno o fast dose
dovuta ai protoni di rinculo generati dall’interazione di neutroni di
energia > 1 keV con gli atomi di idrogeno presenti nel tessuto.
La dose complessivaDtot viene calcolata in termini di Gy-eq (gray-equivalent),
moltiplicando ciascun termine per la rispettiva efficacia biologica:
Dtot = CF ·DB +RBEN ·DN +RBEH ·DH +RBEγ ·Dγ (1.9)
L’RBE e il rapporto tra la dose fotonica e, in questo caso, la dose neutronica
necessaria per produrre lo stesso effetto biologico nelle medesime condizioni
(RBEN = 3.2; RBEH = 3.2; RBEγ = 1). Il Compound Factor (CF o CBE)
e definito come l’RBE, ma tiene in conto gli effetti dovuti al tipo di composto
usato e alla microdistribuzione nel tessuto sano e in quello tumorale.
Capitolo 2
Produzione di neutroni
mediante LINAC ospedalieri
L’inizio della conoscenza
e la scoperta di qualcosa di incomprensibile
- Frank Herbert -
1 Sorgenti ospedaliere per BNCT
Attualmente l’impegno della ricerca e rivolto allo sviluppo di sorgenti ospe-
daliere per NCT.
Risultano particolarmente promettenti le sorgenti a fusione (deuterio-deuterio
e deuterio-trizio) che, tuttavia, sono ancora in fase sperimentale e non hanno
attualmente applicazione terapeutica. In particolar modo ci si riferisce a:
• Sorgente D-D. LBNL Lawrence Berkeley National Laboratory (Berke-
ley,California);
• Sorgente D-T. C.A.T.D.N. Centro de Aplicaciones Tecnologicas y De-
sarrollo Nuclear (Havana, Cuba);
• Neutroni da e-LINAC con moderatori specifici (PHoNeS).
In questo contesto di ricerca si inserisce il progetto PhoNes, che si propone
di utilizzare fotoneutroni prodotti dalla conversione della radiazione gamma
generata dagli acceleratori lineari di elettroni (18 e 25 MeV), gia esisten-
ti in molte strutture ospedaliere, attraverso il meccanismo della risonanza
14 Produzione di neutroni mediante LINAC ospedalieri
gigante. Si intende raggiungere l’obiettivo citato mediante l’introduzione di
opportune strutture schermanti, senza la necessita di modificare ad hoc ap-
parati esistenti.
I vantaggi derivanti dall’utilizzo del fotoconvertitore del progetto PhoNeS
come sorgente di neutroni per BNCT sono molteplici. Primo fra tutti la pos-
sibilita di effettuare trattamenti NCT in un normale reparto di radioterapia,
nonche l’avere a disposizione un’apparecchiatura versatile, adatta a diverse
metodologie terapeutiche e possibilita di realizzare diversi tipi di moderatore
per fasci termici, epitermici o misti, in funzione delle richieste dei responsa-
bili medici.
PhoNeS consiste in un nucleo di fotoconversione costituito da materiali ad
alto Z. Attorno ad esso si pone una serie di strutture il cui compito e di
termalizzare efficacemente i neutroni fast, ed attorno a queste, esternamente,
opportuni schermi per la radiazione gamma e per i neutroni che potrebbero
sfuggire da PhoNes verso direzioni indesiderate.
Possiamo distinguere schematicamente tre fasi.
Nella prima fase si fanno incidere i γ, prodotti da un e-LINAC ospedaliero,
su un bersaglio al alto Z. Questi accelleratori sono presenti in molti ospedali,
nei reparti di radioterapia e sono correntemente utilizzati per terapie con
radiazione γ o con elettroni. Come bersaglio su cui far incidere i fotoni si
scelgono piombo e tungsteno.
La seconda fase e caratterizzata dall’assorbimento dei raggi γ: si ottengono,
pertanto, fotoneutroni attraverso il meccanismo della risonanza gigante, che
verra descritta nel paragrafo seguente. I neutroni di risonanza gigante sono
emessi quasi isotropicamente, con un’energia media di circa 2 MeV ed un’e-
nergia massima dell’ordine dei 10 MeV; si tratta quindi principalmente di
neutroni fast.
Nella terza fase, l’introduzione di materiali schermanti a basso A che per-
mettono la moderazione e termalizzazione dei neutroni. Un buon modera-
tore deve presentare una breve lunghezza di moderazione ed una maggiore
lunghezza di cattura ovvero una piccola sezione d’urto di cattura. Inoltre i
materiali moderanti non dovranno presentare problemi di attivazione, per
facilitare l’utilizzo in ambito sanitario del dispositivo fotoconvertitore. I neu-
troni dovranno essere moderati ad energie termiche o epitermiche, a seconda
2.2 La fisica dei fotoneutroni 15
della profondita del tessuto biologico della zona da trattare [5].
Tramite simulazioni effettuate con MCNP-GN e GEANT4++ sono state con-
siderate alcune possibili configurazioni del moderatore utilizzando differenti
materiali e differenti geometrie.
2 La fisica dei fotoneutroni
Se un fotone interagisce con un nucleo puo essere assorbito da quest’ultimo;
in tal caso il nucleo verra a trovarsi in uno stato eccitato, ovvero in uno stato
di energia piu elevata del suo stato fondamentale. Dopo un certo intervallo
di tempo, che in generale dipende all’energia del fotone incidente e dalle
caratteristiche del nucleo che lo ha assorbito, lo stato eccitato decade. La
diseccitazione di un nucleo eccitato, puo avvenire secondo diverse modalita,
a seconda del tipo di decadimento e del valore dell’energia di eccitazione.
Lo schema della reazione e il seguente
A −→ A1 + A2 (2.1)
dove A e il nucleo iniziale, mentre A1 e A2 sono i due frammenti nucleari [6].
La disintegrazione nucleare e permessa solo se l’energia di eccitazione supera
l’energia di soglia per la reazione indicata
Esoglia = (MA1c2 +MA2c
2)−MAc2 (2.2)
Esistono diversi modi in cui un mucleo eccitato puo decadere:
• per effetto della radiazione elettromagnetica, attraverso l’emissione di
raggi γ;
• per effetto dell’interazione debole, emettendo elettroni (o positroni) e
neutrini;
• per effetto della repulsione coulombiana tra le cariche positive contenu-
te nel nucleo, a seguito della quale vengono emessi nucleoni o gruppi di
nucleoni (il caso piu comune e quello in cui vengono emesse particelle
α);
16 Produzione di neutroni mediante LINAC ospedalieri
Figura 2.1: Oscillazioni di dipolo elettrico di nuclei sferici e nuclei deformati.
• per reazioni forti, che avvengono con l’emissione di nucleoni in tempi
molto brevi, dell’ordine di 10−15-10−20 secondi.
I neutroni sono prodotti per risonanza gigante di dipolo (G.D.R) quando
l’energia del fotone incidente e superiore all’energia di soglia per la reazio-
ne (γ,n). Tale soglia dipende debolmente dal numero atomico del materiale
considerato (circa 8 MeV per gli elementi ad alto numero atomico (W, Pb)
e 16-18 MeV per elementi a basso numero atomico (O, C)) mentre il valore
massimo della sezione d’urto, per gli elementi ad alto Z, e circa 50 volte su-
periore rispetto a quello per i materiali a basso Z (W: 400mb, C: 8mb)[7].
La larghezza a meta altezza (FWHM, Full Width at Half Maximum) della
risonanza gigante e generalmente compresa tra i 4 e i 10 MeV e non presenta
una dipendenza semplice dal numero di massa o dal numero atomico.
La risonanza gigante di dipolo, viene spiegata supponendo che sotto l’influen-
za del campo elettromagnetico del fotone, i protoni si muovano coerentemente
in una direzione. Rispetto al centro di massa del nucleo e come se esistessero
due fluidi, uno protonico e uno neutronico, che oscillano in opposizione di
fase. Questo moto viene descritto da equazioni classiche dell’idrodinamica.
Si trova che la dipendenza della posizione del picco della risonanza gigante
dipende dal numero di massa come ∼ 70A−1/3 MeV, che e una buona ap-
prossimazione di quanto si verifica sperimentalmente.
2.2 La fisica dei fotoneutroni 17
Figura 2.2: Sezione d’urto per la reazione (γ,n) su Tungsteno.
Figura 2.3: Sezione d’urto per la reazione (γ,n) su Carbonio.
18 Produzione di neutroni mediante LINAC ospedalieri
Figura 2.4: Efficienza della produzione di diversi materiali per unita di
potenza del fascio di elettroni in funzione dell’energia degli elettroni incidenti.
Come si vede in figura 2.4, per Pb, W e U, attorno a 15 MeV di energia degli
elettroni entranti, usati per produrre gamma, l’eccitazione della risonanza
gigante fornisce gia circa 1012 n kW−1, dell’ordine della meta del valore di
saturazione raggiunto a circa 30 MeV.
Per energie superiori, la produzione di neutroni e semplicemente proporzio-
nale alla corrente media di elettroni e alla loro energia. I neutroni prodotti,
per esempio in Pb, W e U, hanno energie tipiche dei loro legami nucleari e
sono dunque distribuiti nella regione fino a circa 8 MeV con un valore medio
a quasi 2MeV; si tratta quindi di neutroni veloci. Se tali neutroni venissero
inviati cosı verso i tessuti, rilascerebbero dosi di radiazioni eccessive dovu-
te principalmente al rinculo dei protoni dell’idrogeno dell’acqua presente nei
tessuti.
L’analisi dei fattori di conversione fluenza-equivalente di dose in funzione
dell’energia dei neutroni mostra come tale rapporto diminuisca di un fattore
50 circa sotto i 10 keV. I neutroni devono percio essere moderati e la loro
energia ridotta sotto i 10 keV, eventualmente fino a energie termiche, per
essere terapeuticamente utilizzabili.
Capitolo 3
Misure a Torino
Sii meno curioso della gente,
e piu curioso delle idee.
- Marie Curie -
1 Materiali e tecniche sperimentali
Il presente lavoro di tesi si inserisce in un quadro finalizzato all’applicazione
della BNCT alla cura di tumori polmonari quali, ad esempio, l’adenocarci-
noma e il mesotelioma pleurico. In particolare, e prevista l’utilizzazione degli
acceleratori ospedalieri (LINAC) opportunamente modificati mediante l’ap-
plicazione di un fotoconvertitore (PhoNes), che li rende capaci di generare
neutroni termici.
Lo studio condotto trova la sua principale finalita nella determinazione della
concentrazione di 10B in tessuti polmonari umani, prelevati da pazienti chi-
rurgicamente trattati.
Il sistema di somministrazione del veicolante del boro e basato su un metodo
altamente innovativo, il quale consiste nella perfusione extracorporea dell’or-
gano malato.
Scopo del lavoro e quello di ottenere risultati utili per la realizzazione di una
BNCT applicata al trattamento del mesotelioma pleurico, che rappresenta
ancora oggi una patologia senza possibilita di trattamento.
20 Misure a Torino
Figura 3.1: Equipe di chirurgia toracica dell’Ospedale S. Luigi Orbassano.
1.1 Espianto e perfusione di polmone
L’espianto e stato effettuato presso l’Ospedale S. Luigi di Orbassano (To-
rino), al dipartimento di Chirurgia Toracica; alla somministrazione del 10B
con il sistema di perfusione ha partecipato una equipe di chirurghi, anatomo
patologi, farmacologi, biologi e fisici.
Dopo l’asportazione della neoplasia, che viene effettuata lasciando un ampio
margine di tessuto sano, e necessario pesare il lobo polmonare o l’intero pol-
mone per poter stabilire la quantita di boro che deve essere somministrata.
La ventilazione extracorporea viene realizzata tramite l’utilizzo di un ven-
tilatore pediatrico, mentre un sistema costituito da due pompe garantisce
una circolazione extracorporea che simula quella normalmente utilizzata nei
trapianti polmonari o negli interventi di cardiochirurgia.
Con l’organo mantenuto in condizioni fisiologiche, si procede alla sommini-
strazione della BPA (Borofenilalanina) in concentrazione di 300 mg/Kg, per
un intervallo di tempo compreso tra le 2 e le 4 ore.
1.2 Preparazione dei campioni
Una volta effettuata la perfusione con BPA, si procede al prelievo di campio-
ni che viene eseguito presso la sezione di Anatomia Patologica. Le fettine di
3.1.3 Irraggiamento neutronico 21
Figura 3.2: Istologici colorati con Ematossilina.
tessuto sano, peritumorale e tumorale prelevate saranno sottoposte sia all’a-
nalisi istologica che ad un’analisi di tipo radiografico.
A tale scopo, le sezioni di 10 µm di spessore vengono depositate sui comuni
vetrini utilizzati per l’analisi istologica e su particolari rivelatori a tracce,
noti come CR-39, che verranno trattati nel paragrafo successivo. Le sezioni
depositate sui vetrini da utilizzare per l’analisi morfologica vengono colorate
con Ematossilina-Eosina.
1.3 Irraggiamento neutronico
L’irraggiamento neutronico dei campioni depositati sui CR-39 viene effettua-
to presso l’Ospedale le Molinette di Torino. Si utilizza Elekta SLIT 25 MeV,
un acceleratore ad alta energia, modificato opportunamente con il fotocon-
vertitore PhoNes (Photo Neutron Source) realizzato in Italia dai ricercato-
ri dell’Istituto Nazionale di Fisica Nucleare (INFN) delle sezioni di Torino,
Como, Roma e Trieste. Il suo funzionamento e basato sulla capacita degli
acceleratori lineari di energia superiore a 15 MeV, di produrre neutroni e
22 Misure a Torino
pertanto e possibile, mediante l’uso di opportuni fotoconvertitori, ottenere
un fascio di alta intensita di neutroni termici necessario per il trattamento
di BNCT.
Il fotoconvertitore, realizzato e collaudato dall’Universita di Trieste, del peso
di circa 300 kg, e facile da trasportare, installare o rimuovere dalle testate
dei LINAC ospedalieri. La configurazione LINAC-fotoconvertirore trattata e
atta a produrre un flusso di neutroni termici di circa 107 cm−2s−1[8].
Per realizzare il fotoconvertitore sono stati selezionati diversi tipi di materiali
differenti, allo scopo di ottimizzare il flusso di neutroni per la BNCT. Si fa
riferimento a materiali come piombo e tungsteno per la fotoproduzione, gra-
fite, acqua pesante (D2O), plexiglas e polietilene per la moderazione, piombo
e bismuto per schermare i raggi X. Le principali componenti del fotoconver-
titore sono: un bersaglio di piombo (30× 30× 15cm3), due blocchi di grafite
esterni (60 cm di larghezza, 75 cm di altezza, 30 cm di spessore), moderatori
in polietilene (30 × 30 × 3cm3) e D2O in scatole di plexiglass e/o fibra di
carbonio di forma opportuna per ottenere una cavita di irradiazione.
Da questo studio si e constatato come sia possibile, attraverso combinazioni
adeguate di materiali e geometrie, ottimizzare il flusso di neutroni termici
ed epitermici, minimizzando il flusso di neutroni veloci e di fotoni, per ap-
plicazioni di BNCT. Sono stati anche condotti degli studi sulla distribuzione
dei neutroni all’interno della sala di trattamento per valutazioni radiopro-
tezionistiche, stimando la produzione di neutroni in base alle configurazioni
Figura 3.3: Fotoconvertitore PhoNes.
3.2 Autoradiografia neutronica 23
adottate. Nelle intenzioni del progetto, tali misure hannno mostrato la possi-
bilita di produrre un interessante flusso di neutroni, confermato da ulteriori
simulazioni e da numerose misure successive effettuate presso oltre dieci strut-
ture ospedaliere italiane e straniere, dove sono stati utilizzati acceleratori di
energie superiori e nuovi prototipi di fotoconvertitore [9].
2 Autoradiografia neutronica
Con il termine autoradiografia neutronica si intende il sistema utilizzato per
valutare la quantita di boro nei campioni biologici. Esso si basa sulla messa
in evidenza delle tracce (ottenendo, mediante attacco chimico, buchi di circa
10 µm di diametro) indotte sui rivelatori a tracce CR-39 dalle particelle alfa
e dagli ioni di 7Li. In altre parole, i rivelatori a tracce sfruttano il potere
ionizzante delle particelle cariche.
Il principio su cui si basa questa tecnica risiede nel fatto che particelle pesan-
ti di elevata energia, che attraversano un materiale dielettrico, trasferiscono
un’elevata frazione di energia per unita di percorso; in questo modo danneg-
giano le molecole lungo la loro traiettoria.
Le tracce generate a seguito del danneggiamento delle molecole, del diametro
dell’ordine dei nanometri, vengono rese visibili a seguito di un attacco chimi-
co con una soluzione fortemente corrosiva. Le tracce cosı ottenute si prestano
ad essere analizzate al microscopio ottico.
Esiste un valore minimo di energia rilasciata dalla particella al di sotto del
quale l’attacco chimico non evidenzia alcuna traccia; tale importante carat-
teristica e nota come livello di soglia. Esso risulta essere superiore all’energia
che puo rilasciare un elettrone e questo li rende insensibili alla rivelazione di
elettroni e raggi γ.
Il rivelatore CR-39 e un polimero organico che si presta bene a rilevare par-
ticelle di rinculo quali proroni, α e altre particelle dovute a reazioni nucleari.
Nel caso specifico il rivelatore, a contatto con il campione contenente 10B
irraggiato di neutroni, segnala la presenza di tracce lasciate dalle particelle
α e dai nuclei di 7Li prodotti a seguito della reazione 10B(n,α)7Li.
Un attacco chimico, da parte di una soluzione di idrossido di sodio (NaOH)
24 Misure a Torino
6 N, rende visibili le tracce. Le lastrine di CR-39 vengono sottoposte ad un
processo di sviluppo chimico, caratterizzato dalle seguenti fasi:
• si prepara una soluzione di idrossido di sodio 20% in peso;
• si lasciano i CR-39 nella soluzione a bagnomaria ad una temperatura
di circa 90◦C per una durata di 2 ore circa;
• si esegue un accurato lavaggio con acqua distillata.
2.1 Rivelatori a tracce CR-39
Il CR-39 e un polimero plastico, il cui nome deriva dal fatto che e il trentano-
vesimo prodotto di una ricerca di una lunga serie di polimeri della Columbia
Research e consta di un polimero appartenente alla classe dei poliesteri.
Gli elementi costituenti dei CR-39 sono un rivelatore a tracce e un sottile
radiatore di plastica caricato di 10B. Come si e gia detto, la caratteristica
principale dei CR-39 consiste nell’elevata capacita di rivelare le particelle al-
fa. Per scopi di calibrazione come radiatori, atti a rivelare neutroni termici,
si utilizzano scintillatori organici caricati di boro. Tali scintillatori sono di-
sponibili con concentrazioni di boro che possono variare dallo 0.02% al 10%
in peso, hanno uno spessore di circa 25 µm, sufficientemente grande rispetto
al percorso della particella alfa e sufficientemente piccolo per eliminare o al-
meno ridurre la perturbazione del flusso di neutroni termici.
La risposta del rivelatore a tracce e lineare in intervallo compreso tra 102tracce/cm2
e 104tracce/cm2. Il rivelatore di neutroni termici, realizzato ad hoc per la ca-
librazione in BNCT, e costituito da un radiatore di 25 µm di spessore posto
tra due rivelatori a tracce (13× 37× 1mm3)[10].
La taratura dei CR-39 e stata effettuata presso il reattore Triga Mark II di
Pavia, tenendo conto dei seguenti parametri:
• fluenza della colonna termica: Φ = (1.70± 0.17)× 107n/cm2;
• scintillatore (25µm di spessore) con area di 3cm2 e drogato con boro al
10%;
• valor medio di tracce per campo senza uso del cadmio: Ntr = 212tracce
osservate al microscopio in un campo di area A = 1.56mm2;
• rapporto di cadmio: 53± 13.
3.2.1 Rivelatori a tracce CR-39 25
Figura 3.4: Funzione di risposta del rivelatore a tracce.
Per calcolare il rapporto di cadmio, i CR-39 sono anche stati posti in una
cavita rivestita con una lamina di cadmio dello spessore di 1 mm. Infatti,
la principale conseguenza dell’interazione del flusso di neutroni termici con
la lamina di cadmio consiste nella cattura dei neutroni termici da parte del
cadmio (elevata sezione d’urto). Il rapporto tra le risposte di due rivelatori
di neutroni termici, esposti rispettivamente senza e con il rivestimento di
cadmio, rappresenta uno dei parametri essenziali che caratterizza il flusso di
neutroni termici.
La calibrazione diede un risultato di:
Ntr
A · Φ=
212tracce
1.56mm2 · 1.70× 107n/cm2= 8×10−4tracce/n =
1traccia
1200n(3.1)
Un altro parametro da individuare e la concentrazione di 10B dello scintilla-
tore utilizzato, ovvero bicron BC-454 (Saint-Gobain).
In tabella 3.1 e mostrata la composizione dello scintillatore, ovvero il nu-
mero di atomi degli elementi costituenti e le rispettive masse nucleari mN ,
ottenute moltiplicando il numero di atomi per il peso atomico degli elementi
corrispondenti.
26 Misure a Torino
Elemento Numero di atomi per cm3 mN(×1022)
12C 4.18× 1022 50.161H 5.18× 1022 5.1811B 45× 1020 4.9510B 11.25× 1020 1.125
Tabella 3.1: Composizione dello scintillatore.
Pertanto si evince che il 10B rappresenta l’1.83% in peso, quindi e presente
con una concentrazione di circa 1.8× 104ppm.
L’operazione di taratura risultera fondamentale per la successiva analisi da-
ti. Per la verifica delle condizioni di irraggiamento, per valutare i flussi di
neutroni e le dosi si e fatto uso dei dosimetri a bolle (vedi Appendice A).
Capitolo 4
Analisi dati e risultati
Ci sono soltanto due possibili conclusioni:
se il risultato conferma le ipotesi, allora hai appena fatto una misura.
Se il risultato e contrario alle ipotesi, allora hai fatto una scoperta.
- Enrico Fermi -
1 Determinazione della quantita di boro in-
corporato
Il principale obiettivo del presente lavoro consiste nello studio dell’incorpo-
razione di un isotopo del boro (10B) in tessuti normali e tumorali, ottenuti
da polmoni espiantati in seguito ad intervento chirurgico.
L’operazione di calibrazione eseguita a Torino (sui CR-39 con radiatore con-
tenente ∼ 18000ppm di 10B) con 2000 MU e con un ingrandimento a 40x
(0.085mm2), ha fornito 900 tracce per campo. Pertanto, con 70000 MU
(2000MU × 35), il numero di tracce corrispondenti a 1.8 × 104ppm (con
un ingrandimento a 40x) sarebbe 900tracce× 35 = 31500tracce.
In figura 4.1 sono messe a confronto le immagini dei CR-39 con i tessuti depo-
sitati sopra e i CR-39 temporaneamente sovrapposti durante l’irraggiamento
(ma successivamente separati) dopo lo sviluppo.
28 Analisi dati e risultati
Figura 4.1: Immagini del tessuto (a sinistra) e dei CR-39 dopo 2 ore di
sviluppo (a destra).
Per determinare la quantita di boro incorporato, sono stati analizzati i rive-
latori CR-39 (dopo lo sviluppo) al microscopio ottico.
Le figure 4.2 e 4.3 mostrano le immagini, acquisite tramite fotocamera digi-
tale ad alta risoluzione, del tessuto tumorale al microscopio ottico e a diversi
ingrandimenti.
4.1 Determinazione della quantita di boro incorporato 29
Figura 4.2: Tessuto tumorale al microscopio ottico (i riquadri colorati
corrispondono alle immagini in alto).
Figura 4.3: Tessuto tumorale al microscopio ottico (ingrandimenti successivi):
cellule neoplastiche a sinistra e cellule sane a destra.
30 Analisi dati e risultati
Dopo aver acquisito le immagini, e stato eseguito il conteggio della densita
delle tracce utilizzando il programma Image-Pro-Plus.
Per un miglior conteggio delle tracce, le immagini sono state acquisite sia con
un ingrandimento a 40x che con uno a 10x.
Ad esempio, supponiamo di aver osservato 1126 tracce con un taglio a 2
pixels2 di area. Avendo utilizzato entrambi gli ingrandimenti, in realta il
numero di tracce realmente osservate e dato da 1126tracce/16 = 70.3tracce.
Sapendo che il rapporto tra il numero di tracce osservate e il numero di tracce
attese e 70.3tracce/31500tracce = 2.2 × 10−3 e che il calibratore contiene
18000 ppm di 10B, allora la concentrazione di 10B dell’immagine analizzata
e: 18000ppm · 2.2× 10−3 = 40ppm.
Per semplificare il calcolo della concentrazione di 10B si utilizza il fattore
28.15; infatti il rapporto tra il numero di tracce osservate (1126) e il fattore
28.15 da proprio un risultato di 40 ppm.
In realta, i conteggi della densita di tracce riportati nel presente lavoro sono
stati eseguiti analizzando immagini ottenute con un ingrandimento a 10x e
con taglio sia a 2 che a 50 px2.
Dai risultati sperimentali si evince che la densita di tracce ottenuta con il
taglio a 2 e di un fattore due maggiore di quella ottenuta con un taglio
a 50. Pertanto, una volta eseguito il conteggio delle tracce, il calcolo della
concentrazione C di 10B e semplicemente:
C(ppm) =NTr
28.15 · 2(4.1)
dove NTr e il numero di tracce osservate.
Uno dei principali problemi da affrontare riguarda la determinazione delle
zone dei CR-39 con diversa densita di buchi. Tuttavia, riconoscendo la sem-
plice corrispondenza tra i pixel delle immagini dei vetrini e i vetrini stessi,
e stato possibile individuare le coordinate esatte (al microscopio ottico) dei
punti da analizzare.
4.1 Determinazione della quantita di boro incorporato 31
Figura 4.4: Conteggio delle tracce mediante l’uso del programma Image-Pro-
Plus.
Mediante il programma commerciale Image-Pro-Plus sono state analizzate
immagini del tissue (con ingrandimento a 10x e con taglio a 50) ottenute
sia posizionando il microscopio in un punto qualsiasi del vetrino (1◦set), sia
posizionandolo in corrispondenza dei punti con maggiore densita di tracce
(2◦set); e stato eseguito un conteggio delle tracce anche sul background.
Per ottenere il numero esatto delle tracce, NTr, si dovra sottrarre al risultato
del conteggio eseguito sulle immagini del tissue il risultato di quello eseguito
sulle immagini del background.
32 Analisi dati e risultati
In tabella 4.1 sono riportati i valori del numero di tracce, NTr, e delle con-
centrazioni di boro, C (ppm), calcolate come mostra l’equazione 4.1 e relative
al 1◦ ed al 2◦ set di misure.
CR-39 NTr(1◦set) NTr(2
◦set) C(1◦set) C(2◦set)
0261 524 494 37± 2 35± 2
0262 430 633 31± 2 45± 2
0263 549 904 39± 2 64± 2
0264 615 1463 44± 2 104± 3
0265 451 1393 32± 2 99± 3
0266 293 1373 21± 1 98± 3
0267 1008 493 72± 2 35± 2
0268 293 1132 21± 1 80± 2
0269 301 826 21± 1 59± 2
0270 361 487 26± 1 35± 2
0271 455 741 32± 2 53± 2
0272 464 553 33± 2 39± 2
0273 296 440 21± 1 31± 2
0274 544 659 39± 2 47± 2
0275 580 713 41± 2 51± 2
Tabella 4.1: Numero di tracce e concentrazione di boro.
I risultati ottenuti indicano, come ci si aspettava, che il tessuto tumorale e
in grado di incorporare una quantita maggiore di 10B rispetto a quello sano.
In figura 4.5 e riportata un immagine del CR-39 con le concentrazioni di 10B
determinate delle immagini al microscopio. I valori corrispondenti alle zone
piu scure (molti fattori alfa da cattura dove sono le cellule tumorali con alta
densita di nuclei) sono effettivamente molto alte (∼ 100ppm, quasi il triplo
delle zone con cellule sane).
4.1 Determinazione della quantita di boro incorporato 33
Figura 4.5: Immagini dei CR-39 con le diverse concentrazioni di boro.
Nell’immagine di destra, la concentrazione di 10B sui CR-39 e riportata a
zone colorate, corrispondenti circa alle seguenti soglie:
• verde maggiore di ∼ 20ppm;
• azzurro maggiore di ∼ 40ppm;
• arancio maggiore di ∼ 60ppm;
• rosso maggiore di ∼ 80ppm .
34 Analisi dati e risultati
Figura 4.6: Immagini del tessuto e del CR-39 dopo lo sviluppo (in alto) e
confronto tra l’istologico e le immagini che riportano la concentrazione di
boro a zone colorate.
La figura 4.6 e esplicativa, in quanto mostra non solo le immagini del tessuto
prima e dopo lo sviluppo ma anche un confronto tra l’istologico e le immagini
della concentrazione di boro a zone colorate.
Le immagini a zone colorate sono state ottenute tramite una particolare
procedura di trattamento delle immagini cui dedichiamo la prossima sezione
di questo capitolo.
4.2 Trattamento delle immagini 35
2 Trattamento delle immagini
Per ottenere le immagini con le concentrazioni di boro a zone colorate e stato
necessario l’utilizzo di tre diversi software:
• ImageJ;
• Cinema4D;
• Surfer8;
L’uso del software ImageJ e stato ristretto alla modifica dell’immagine del
CR-39 applicando un filtro che eseguiva il valor medio dell’immagine a 4 pi-
xels. Tale procedura ha come conseguenza quella di garantire l’omogeneita
delle zone piu scure e di quelle piu chiare.
Cinema 4D e invece un software per la modellizzazione in 3D. L’immagine
precedentemente ottenuta viene convertita in una griglia di dati, che rap-
presentano le coordinate dell’immagine tridimensionale. In altre parole, il
metodo di lavorazione e tramite vertici, che sottendono a loro volta delle su-
perfici.
Tramite Surfer8 la griglia di dati viene tradotta in immagine prima tridi-
mensionale, poi bidimensionale. Si introducono le curve di livello e i colo-
ri esclusivamente per garantire una migliore rappresentazione delle diverse
concentrazioni di boro.
Conclusioni
La fantasia e piu importante del sapere.
- Albert Einstein -
Lo studio condotto nel presente lavoro si inserisce in un ampio progetto col-
laborativo che vede come principale obiettivo l’utilizzo della BNCT come
possibile terapia per la cura del mesotelioma pleurico e di altri tipi di tumo-
ri. Se perfezionata, essa potra essere impiegata a basso costo e su larga scala
per il trattamento di tumori attualmente incurabili.
I risultati degli esperimenti sono in accordo con quanto atteso. La concen-
trazione di boro nel tessuto malato e superiore a quella nel tessuto sano di
un fattore 3 circa.
Partendo da queste considerazioni e evidente che la BNCT puo essere conside-
rata una terapia all’avanguardia, con un’efficienza superiore ad altre terapie
attualmente in uso.
Tuttavia, sara necessario condurre ulteriori studi la cui finalita sara quella di
acquisire informazioni piu dettagliate sulla captazione e biodistribuzione del
boro.
Appendice A
Dosimetri a bolle
I dosimetri a bolle consistono in una fiala di policarbonato contenente un
polimero elastico tessuto-equivalente trasparente nel quale sono disperse del-
le micro-goccette di freon super-riscaldato termodinamicamente metastabili.
Un liquido si dice super-riscaldato quando mantiene il suo stato liquido sopra
la temperatura di ebollizione. Lo stato super-riscaldato e uno stato metasta-
bile dal momento che il sistema e in uno stato di energia minima, ma non in
un minimo assoluto. Per la dosimetria neutronica si utilizzano dei clorofluoro
carburi con un grado di super-riscaldamento moderato; tipicamente vengono
usati detector con emulsioni di CCl2F2 (difluorodiclorometano).
L’interazione dei neutroni con il polimero provoca l’emissione di protoni e
il conseguente rilascio di energia causa la nucleazione delle bolle, ossia le
micro-goccette passano da una fase liquida ad una gassosa. E’ quindi possi-
bile ricavare la dose equivalente neutronica dal momento che il numero delle
bolle che si sono formate nel polimero e proporzionale alla fluenza di neutroni.
Per la formazione delle bolle esistono dei valori di soglia che dipendono dalla
composizione delle goccioline e dalla condizione di temperatura e pressione,
nonche dal grado di super-riscaldamento delle emulsioni. La produzione di
bolle richiede che venga depositata un’energia sufficiente in una distanza mol-
to breve, cio determina l’incremento della pressione del liquido oltre il valore
relativo alla pressione esterna. L’energia per formare una bolla di raggio noto
r e data da:
40 Dosimetri a bolle
Figura A.1: Raffigurazione schematica di un dosimetro a bolle per neutroni.
G = 4πr2γ(T )− 4π
3r3(pν − p0) (A.1)
dove γ(T ) risulta pari alla tensione superficiale del liquido alla temperatura
T, pν risulta la pressione di vapore del liquido super-riscaldato e p0 e la
pressione ambientale. G raggiunge il massimo per r:
rc =2γ(T )
(pν − p0)(A.2)
rc viene denominato raggio critico. Quando una bolla cresce fino a rc diventa
termodinamicamente instabile, cresce molto celermente e si ha la nucleazione
delle bolle. La soglia energetica affinche avvenga la nucleazione si ottiene
ponendo r = rc, sostituendo nell’equazione precedente si ottiene:
W =16πγ3(T )
3(pν − p0)2(A.3)
Questa energia viene depositata dalla radiazione incidente nel liquido. Nel
caso di neutroni fast si considera lo scattering elastico come meccanismo
principale per la nucleazione delle bolle. Quando neutroni di energia En inte-
ragiscono per nuclei atomici (peso atomico A), vi trasferiscono attraverso un
41
urto elastico la loro energia, il nucleo facente parte del liquido super-riscaldato
cede energia per interazione coulombiana fino a cessare il suo moto. L’energia
depositata dipende dalle dimensioni del nucleo e dal corrispettivo dEdx
. L’e-
nergia depositata dagli ioni di rinculo lungo il loro percorso, affinche avvenga
la nucleazione, deve essere superiore al valore di soglia W. L’energia minima
richiesta per la nucleazione delle bolle in dosimetri per neutroni termici co-
stituiti da CCl2F2 e di 0,227 keV. Le tipiche reazioni nucleari che si possono
presentare sono:
n + 35Cl −→ 35S + p (A.4)
n + 35Cl −→ 33P + 4He (A.5)
Sia i nuclei di carbonio che gli elettroni di rinculo delle altre reazioni possibili
non presentano un’energia attendibile per varcare la soglia W, di formazio-
ne delle bolle. Fiale contenenti emulsioni di ∼ 50000 goccette di 100 µm di
diametro presentano generalmente una sensibilita di una bolla /µSv a 25◦.
Variazioni di temperatura comportano una variazione sia delle soglie energe-
tiche sia la sensibilita dei rivelatori.
L’efficienza di rivelazione dei neutroni aumenta rapidamente al di sopra della
soglia, ed e approssimata come:
ε = (1− EthEn
)εmax (A.6)
dove Eth e l’energia di soglia, mentre En e l’energia dei neutroni. La risposta
dei dosimetri e di εmax = 6× 10−5 bolle per n/cm2.
I dosimetri sono inizialmente chiusi e sigillati, vengono attivati (resi sensibili
ai neutroni), attraverso la rimozione del cappuccio, che mantiene pressuriz-
zato il liquido contenuto nei dosimetri. Dal momento dell’attivazione la loro
vita media dichiarata e pressoche pari a 6 mesi ma, se tenuti al riparo da sbal-
zi di temperatura e non sviluppano bolle non ricomprimibili, sono utilizzabili
42 Dosimetri a bolle
per molti anni. Il loro riutilizzo e garantito attraverso l’uso di un pistone,
generalmente contenuto nel pacchetto all’acquisto, tale pistone ricomprime
il gel garantendone un ritorno alle condizioni iniziali. Infine per valutare la
dose neutronica rilasciata, basta eseguire una lettura visiva o per mezzo di
lettori elettronici, del numero di bolle contenute nel dosimetro e utilizzare i
fattori di conversione indicati [11].
Bibliografia
[1] International Atomic Energy Agency. Current status of neutron capture
therapy. IAEA, 2001.
[2] S. Bortolussi. TAOrMINA: una originale configurazione del campo neu-
tronico per una migliore uniformita della dose nell’organo espiantato.
Master’s thesis, Universita degli studi di Trieste, 2002-2003.
[3] Saverio Altieri. La cura delle metastasi epatiche diffuse mediante il
metodo TAOrMINA.
[4] AA.VV. Biomedical uses of radiation. Part B-Therapeutic Applications.
William R. Hendee, 1999.
[5] D. Fontanarosa. Recenti sviluppi del progetto PhoNeS per terapia
neutronica ospedaliera. Seminario presentato al Policlinico Gemelli, 2005.
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Sorgente per (γ,n) BNCT.
[8] G.Giannini, F.Bruni, E. Vallazza, M. Bari, D. Iugovaz, G. Orzan, S.
Reia, A. Beorchia, M. De Denaro, M. Severgnini, C. Vidali, R. Vidimari,
A. Piermattei, A. Fidanzio, A. Mameli, L. Tommasino, P. Borasio, U.
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CR-39 neutron imaging of biological samples at clinical linac’s.
44 Bibliografia
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[10] A. Mameli, F. Greco, A. Fidanzio, V. Fusco, S. Cilla, G. D’Onofrio, L.
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3660. NUCLEAR INSTRUMENTS AND METHODS IN PHYSICS RE-
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TECTORS AND ASSOCIATED EQUIPMENT, vol. 266; p. 3656-3660,
ISSN: 0168-9002.
[11] Emanuele Roberto. Sviluppo di un nuovo spettrometro passivo per
neutroni per Applicazioni Mediche LES (Low Energy Spectrometer).
Universita degli studi di Torino, 2005-2006.
Ringraziamenti
Mi sembra opportuno ringraziare per primo il Professor Gianrossano Gian-
nini, che mi ha pazientemente seguito in questo lavoro di tesi. Grazie per la
disponibilita e la fiducia.
Ringrazio i miei sette fantastici compagni di corso, Gabriele T., Gabriele B.,
Matteo, Federico, Marco, Giacomo e Lucia, senza i quali la preparazioni degli
esami sarebbe stata sicuramente piu difficile oltre che meno allegra.
Ringrazio il Collegio per le Scienze Luciano Fonda per la borsa di studio con-
cessami in questi tre anni.
Un ringraziamento speciale va alla mia famiglia, a mamma e papa sempre
presenti e pronti a sostenermi, anche da lontano, in ogni situazione.
Grazie a mio cugino Luigi, piu che un fratello. Non serve aggiungere altro.
Alle amicizie piu rafforzate va un ringraziamento particolare. Grazie a Simo-
na e Nice, alla loro costante presenza ormai da tanti anni.
Grazie Fabiola e Mara per avermi sopportato durante tutti i nostri viaggetti
mattutini.
Grazie a Maria, Federica, Martina, Chiaretta, Laura, Anna, Corrado e Billo
per aiutarmi nelle scelte in ogni momento.
Un ringraziamento particolare a Te, presente sempre, e a tutti quelli che mi
hanno insegnato qualcosa.