Autoradiografia neutronica di tessuti polmonari umani irradiati

Università degli Studi di Trieste
Facoltà 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:
Longo Mariaconcetta
Relatore:
Chiar.mo Prof. Gianrossano Giannini
Anno Accademico 2008/2009 - Sessione Estiva
.
.
Ai miei genitori,
alla curiosità, ai libri,
alla vita.
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
1
2
19
Materiali e tecniche sperimentali . . . . . . . . . . . . . . . . . 19
1.1
Espianto e perfusione di polmone . . . . . . . . . . . . 20
1.2
Preparazione dei campioni . . . . . . . . . . . . . . . . 20
1.3
Irraggiamento neutronico . . . . . . . . . . . . . . . . . 21
Autoradiografia neutronica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23
2.1
Rivelatori a tracce CR-39 . . . . . . . . . . . . . . . . 24
4 Analisi dati e risultati
27
1
Determinazione della quantità di boro incorporato . . . . . . . 27
2
Trattamento delle immagini . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35
Conclusioni
37
ii
Indice
A Dosimetri a bolle
39
Bibliografia
43
Introduzione
La verità si ritrova sempre nella semplicità,
mai nella confusione.
- Isaac Newton -
La BNCT è una particolare tipologia di cura contro i tumori, altamente selettiva, che sfrutta la reazione di cattura neutronica
10
B(n,α)7 Li.
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, perciò, a introdurre selettivamente il boro nelle cellule tumorali, esponendo il tumore a
un flusso di neutroni si possono, grazie a questa reazione di cattura, provocare danni letali alle cellule interessate, minimizzando i danni alle cellule sane
vicine. Per ottenere tale selettività, 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 è di sviluppare una tecnica che permetta di determinare la concentrazione di
10
B che si trova nelle cellule tumorali e quella
che invece è contenuta nelle cellule sane.
In particolare, nel Capilolo 1 si darà una descrizione generale della BNCT.
Nel Capitolo 2 verrà analizzata la produzione dei neutroni mediante acceleratori lineari di elettroni LINAC ospedalieri e si darà anche una breve spiegazione dei processi fisici che presiedono all’ottenimento di neutroni termici.
Il Capitolo 3 sarà 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) è una tecnica altamente selettiva, sviluppata con lo scopo di colpire le cellule tumorali con particelle cariche
pesanti ad alto LET (Linear Energy Transfer ) risparmiando il tessuto sano.
Essa è basata sulla cattura di neutroni termici ed epitermici da parte del 10 B
con successiva emissione di una particella α e di un nucleo di 7 Li; l’emissione
della particella α e del nucleo di 7 Li avviene back to back.
La BNCT fa parte delle cosiddette terapie binarie, in quanto consta nella combinazione di due fasi distinte potenzialmente letali per il tumore. La
prima consiste nella somministrazione di un composto borato, la BPA (Borofenilalanina), in modo tale che la concentrazione di boro risulti elevata nelle
cellule neoplastiche e limitata in quelle sane. Nella seconda fase, l’organo malato viene sottoposto all’irraggiamento con neutroni termici. La conseguente
reazione nucleare induce, a seguito del grande rilascio d’energia, un elevato
danno cellulare che può 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 particolarmente adatta per l’impiego in radioterapia possono essere cosı̀ 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 7 Li) rilasciano
tutta la loro energia entro un raggio di pochi µm dal punto in cui sono
stati creati (6.5 e 4 µm rispettivamente), cioè all’interno della cellula
in cui avviene la reazione;
• la dose di radiazione viene rilasciata solo durante l’irraggiamento neutronico del tessuto, dato che i prodotti di reazione non sono radioattivi.
1.2 Storia della BNCT
2
5
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 neutrone 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
10
B.
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). Tuttavia, a causa della scarsa capacità 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, (N a2 B12 H11 SH), 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
profondità.
0
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 capacità di penetrazione: i neutroni epitermci. Alla
0
fine degli anni 90 sono diventati operativi anche due centri europei (uno nel
0
0
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 è concentrata principalmente nello
studio di nuovi composti che possono garantire la selettività del boro nelle
cellule tumorali e nella ricerca di nuove sorgenti di neutroni da utilizzare per
la BNCT.
6
3
3.1
La Boron Neutron Capture Therapy (BNCT)
Fondamenti fisici della terapia
Reazione nucleare
La reazione nucleare sulla quale si basa la BNCT è schematizzata in figura
1.1: la sezione d’urto di cattura dei neutroni termici è 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
11
B che decade
molto rapidamente (τ ≈ 10−12 s), secondo due possibili canali di fissione:
n + 10 B −→ 11 B∗ −→ α(1.78MeV) + 7 Li(1.01MeV)
n + 10 B −→ 11 B∗ −→ α(1.47MeV) + 7 Li∗ (0.84MeV)
−→ 7 Li + γ(0.477MeV)
(1.1)
(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 7 Li. Per questo
motivo, il range della particella α e del nucleo di 7 Li è basso (8 µm per le
particelle α e 5 µm per i nuclei di 7 Li) e risulta inferiore rispetto alle tipiche 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
10
B e, se quest’ultimo è 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, poiché la densità di ionizzazione prodotta lungo
il percorso della particella α nella cellula genera un campo elettrico che segmenta alla stessa quota le due eliche del DNA, producendo un danno che in
almeno il 95% dei casi conduce alla morte della cellula. In realtà, l’effetto
distruttivo vero e proprio è da attribuire principalmente alle particelle α.
Infatti il 7 Li, pur essendo una particella ad alto LET, presenta un percorso
più breve entro la cellula e più 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 è la selettività, ossia la capacità di colpire le cellule
neoplastiche risparmiando quelle sane. Poiché anche le cellule sane assorbono
10
B, la selettività della terapia è assicurata dal maggiore assorbimento di boro
nel tumore rispetto al tessuto sano.
In altre parole, è 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
10
B 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 è composto (H, C, O, N e vari altri elementi secondari). Le
principali reazioni indotte dai neutroni termici sono quelle di cattura sull’idrogeno che libera raggi γ 1 H(n,γ )2 H e sull’azoto che libera
protoni
14
N(n, p)
3. la reazione
10
14
C;
B(n,α )7 Li sul
10
B 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 selettività 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
10
B fra il tessuto tumorale e quello sano,
che deve essere alto [3].
Lavorando con un sistema a due fasi (iniezione del
10
B e irraggiamento
con neutroni) è possibile, manipolandoli indipendentemente, ottimizzare il
periodo di irraggiamento sulla base del momento in cui il rapporto T è
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 complesso in quanto i differenti contributi alla dose totale hanno diversi valori di
RBE (Efficacia Biologica Relativa).
Inoltre l’efficacia biologica della dose fisica DB , dovuta alla cattura neutronica
da parte dei nuclei di
10
B 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 è m ≈ 2.15 × 10−9 g.
Se si assume una concentrazione di
allora il numero di
10
10
B di 45.5 µg per grammo di tessuto,
B in ciascuna cellula è:
nB ≈ (5.89 × 109 )10 B/cell.
(1.3)
Assumeremo, inoltre, un flusso di neutroni termici, pari a circa 1.9 × 109
neutroni/(cm2 · s), che è un tipico valore ottenibile attualmente mediante l’utilizzo di reattori nucleari. In 40 minuti di esposizione, la fluenza di
neutroni termici rilasciata, φth , diventa:
φth ≈ 4.56 × 1012 neutroni/cm2 .
(1.4)
Utilizzando una sezione d’urto di cattura di σ=3840 barns, il numero di
neutroni catturati dal boro per cellula, ncapt , può 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) (1.5)
≈ 103catture/cellula
Sapendo che in ogni reazione di cattura i prodotti di fissione rilasciano complessivamente 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 · 2.31M eV /2.15 × 10−9 g ≈ 17.7Gy = 1770rad.
(1.6)
Ricordiamo che DB rappresenta la dose fisica rilasciata nel corso del trattamento. La dose biologica, DB , dipende invece non solo dall’elevato valore
di RBE dei prodotti di fissione ad alto LET, ma anche da proprietà specifiche del composto somministrato, le quali vengono espresse da un parametro
chiamato CF (Compound Factor). La dose biologica DB è data da:
DB = CF · DB ,
(1.7)
dove il valore di CF è ≈ 3.8 per i tessuti tumorali e ≈ 1.3 per quelli sani. Con
questi valori è possibile calcolare la dose biologica per le cellule tumorali, in
unità 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 trattamento di BNCT, è necessario sommare alla dose calcolata sopra anche la dose
di background. L’efficacia della terapia è garantita se la dose di background è
inferiore rispetto al livello di tolleranza nel tessuto sano e se la somma della
dose di background e della dose biologica è letale per le cellule tumorali[4].
Per il calcolo della dose di background è necessario tener conto di tre contributi
principali:
1.3.3 Calcolo della dose
11
• i neutroni termici, richiesti per la reazione
10
B(n,γ )7 Li, producono
anche la dose azoto DN attraverso la reazione di causa della reazione
di cattura da parte dell’azoto
14
N(n, p)14 C;
• i neutroni termici sono inoltre responsabili di una componente gamma Dγ a causa della reazione di cattura con nuclei di idrogeno che
compongono il tessuto: 1 H(n,γ )2 H;
• l’ultima componente da considerare è 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 complessiva Dtot 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 è 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)
è 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
è la scoperta di qualcosa di incomprensibile
- Frank Herbert -
1
Sorgenti ospedaliere per BNCT
Attualmente l’impegno della ricerca è rivolto allo sviluppo di sorgenti ospedaliere 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 (Berkeley,California);
• Sorgente D-T. C.A.T.D.N. Centro de Aplicaciones Tecnologicas y Desarrollo 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), già esistenti 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 necessità di modificare ad hoc apparati esistenti.
I vantaggi derivanti dall’utilizzo del fotoconvertitore del progetto PhoNeS
come sorgente di neutroni per BNCT sono molteplici. Primo fra tutti la possibilità di effettuare trattamenti NCT in un normale reparto di radioterapia,
nonché l’avere a disposizione un’apparecchiatura versatile, adatta a diverse
metodologie terapeutiche e possibilità di realizzare diversi tipi di moderatore
per fasci termici, epitermici o misti, in funzione delle richieste dei responsabili 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 è 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 è caratterizzata dall’assorbimento dei raggi γ: si ottengono,
pertanto, fotoneutroni attraverso il meccanismo della risonanza gigante, che
verrà descritta nel paragrafo seguente. I neutroni di risonanza gigante sono
emessi quasi isotropicamente, con un’energia media di circa 2 MeV ed un’energia 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 permettono la moderazione e termalizzazione dei neutroni. Un buon moderatore 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 neutroni dovranno essere moderati ad energie termiche o epitermiche, a seconda
2.2 La fisica dei fotoneutroni
15
della profondità del tessuto biologico della zona da trattare [5].
Tramite simulazioni effettuate con MCNP-GN e GEANT4++ sono state considerate alcune possibili configurazioni del moderatore utilizzando differenti
materiali e differenti geometrie.
2
La fisica dei fotoneutroni
Se un fotone interagisce con un nucleo può essere assorbito da quest’ultimo;
in tal caso il nucleo verrà a trovarsi in uno stato eccitato, ovvero in uno stato
di energia più 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, può avvenire secondo diverse modalità,
a seconda del tipo di decadimento e del valore dell’energia di eccitazione.
Lo schema della reazione è il seguente
A −→ A1 + A2
(2.1)
dove A è il nucleo iniziale, mentre A1 e A2 sono i due frammenti nucleari [6].
La disintegrazione nucleare è permessa solo se l’energia di eccitazione supera
l’energia di soglia per la reazione indicata
Esoglia = (MA1 c2 + MA2 c2 ) − MA c2
(2.2)
Esistono diversi modi in cui un mucleo eccitato può 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 contenute nel nucleo, a seguito della quale vengono emessi nucleoni o gruppi di
nucleoni (il caso più comune è 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 è superiore all’energia di soglia per la reazione (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, è circa 50 volte superiore rispetto a quello per i materiali a basso Z (W: 400mb, C: 8mb)[7].
La larghezza a metà altezza (FWHM, Full Width at Half Maximum) della
risonanza gigante è 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’influenza del campo elettromagnetico del fotone, i protoni si muovano coerentemente
in una direzione. Rispetto al centro di massa del nucleo è 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 è una buona approssimazione di quanto si verifica sperimentalmente.
2.2 La fisica dei fotoneutroni
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.
17
18
Produzione di neutroni mediante LINAC ospedalieri
Figura 2.4: Efficienza della produzione di diversi materiali per unità 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 già circa 1012 n kW −1 , dell’ordine della metà del valore di
saturazione raggiunto a circa 30 MeV.
Per energie superiori, la produzione di neutroni è semplicemente proporzionale 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 cosı̀ verso i tessuti, rilascerebbero dosi di radiazioni eccessive dovute 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 perciò 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 più 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’adenocarcinoma e il mesotelioma pleurico. In particolare, è prevista l’utilizzazione degli
acceleratori ospedalieri (LINAC) opportunamente modificati mediante l’applicazione di un fotoconvertitore (PhoNes), che li rende capaci di generare
neutroni termici.
Lo studio condotto trova la sua principale finalità nella determinazione della
concentrazione di
10
B in tessuti polmonari umani, prelevati da pazienti chi-
rurgicamente trattati.
Il sistema di somministrazione del veicolante del boro è basato su un metodo
altamente innovativo, il quale consiste nella perfusione extracorporea dell’organo malato.
Scopo del lavoro è quello di ottenere risultati utili per la realizzazione di una
BNCT applicata al trattamento del mesotelioma pleurico, che rappresenta
ancora oggi una patologia senza possibilità 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 è stato effettuato presso l’Ospedale S. Luigi di Orbassano (Torino), al dipartimento di Chirurgia Toracica; alla somministrazione del
10
B
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, è necessario pesare il lobo polmonare o l’intero polmone per poter stabilire la quantità di boro che deve essere somministrata.
La ventilazione extracorporea viene realizzata tramite l’utilizzo di un ventilatore 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 somministrazione 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 campioni 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’analisi 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 effettuato presso l’Ospedale le Molinette di Torino. Si utilizza Elekta SLIT 25 MeV,
un acceleratore ad alta energia, modificato opportunamente con il fotoconvertitore PhoNes (Photo Neutron Source) realizzato in Italia dai ricercatori dell’Istituto Nazionale di Fisica Nucleare (INFN) delle sezioni di Torino,
Como, Roma e Trieste. Il suo funzionamento è basato sulla capacità degli
acceleratori lineari di energia superiore a 15 MeV, di produrre neutroni e
22
Misure a Torino
pertanto è possibile, mediante l’uso di opportuni fotoconvertitori, ottenere
un fascio di alta intensità di neutroni termici necessario per il trattamento
di BNCT.
Il fotoconvertitore, realizzato e collaudato dall’Università di Trieste, del peso
di circa 300 kg, è facile da trasportare, installare o rimuovere dalle testate
dei LINAC ospedalieri. La configurazione LINAC-fotoconvertirore trattata è
atta a produrre un flusso di neutroni termici di circa 107 cm−2 s−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, grafite, acqua pesante (D2 O), plexiglas e polietilene per la moderazione, piombo
e bismuto per schermare i raggi X. Le principali componenti del fotoconvertitore 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 D2 O in scatole di plexiglass e/o fibra di
carbonio di forma opportuna per ottenere una cavità di irradiazione.
Da questo studio si è 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 applicazioni di BNCT. Sono stati anche condotti degli studi sulla distribuzione
dei neutroni all’interno della sala di trattamento per valutazioni radioprotezionistiche, 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 possibilità di produrre un interessante flusso di neutroni, confermato da ulteriori
simulazioni e da numerose misure successive effettuate presso oltre dieci strutture 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 quantità 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 7 Li. 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 pesanti di elevata energia, che attraversano un materiale dielettrico, trasferiscono
un’elevata frazione di energia per unità di percorso; in questo modo danneggiano 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 chimico con una soluzione fortemente corrosiva. Le tracce cosı̀ 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 caratteristica è nota come livello di soglia. Esso risulta essere superiore all’energia
che può rilasciare un elettrone e questo li rende insensibili alla rivelazione di
elettroni e raggi γ.
Il rivelatore CR-39 è un polimero organico che si presta bene a rilevare particelle di rinculo quali proroni, α e altre particelle dovute a reazioni nucleari.
Nel caso specifico il rivelatore, a contatto con il campione contenente
10
B
irraggiato di neutroni, segnala la presenza di tracce lasciate dalle particelle
α e dai nuclei di 7 Li prodotti a seguito della reazione
10
B(n,α)7 Li.
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 è un polimero plastico, il cui nome deriva dal fatto che è il trentanovesimo 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
10
B. Come si è già detto, la caratteristica
principale dei CR-39 consiste nell’elevata capacità di rivelare le particelle alfa. Per scopi di calibrazione come radiatori, atti a rivelare neutroni termici,
si utilizzano scintillatori organici caricati di boro. Tali scintillatori sono disponibili 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 almeno ridurre la perturbazione del flusso di neutroni termici.
La risposta del rivelatore a tracce è lineare in intervallo compreso tra 102 tracce/cm2
e 104 tracce/cm2 . Il rivelatore di neutroni termici, realizzato ad hoc per la calibrazione in BNCT, è costituito da un radiatore di 25 µm di spessore posto
tra due rivelatori a tracce (13 × 37 × 1mm3 )[10].
La taratura dei CR-39 è stata effettuata presso il reattore Triga Mark II di
Pavia, tenendo conto dei seguenti parametri:
• fluenza della colonna termica: Φ = (1.70 ± 0.17) × 107 n/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
cavità 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
212tracce
1traccia
−4
=
=
8×10
tracce/n
=
(3.1)
A·Φ
1.56mm2 · 1.70 × 107 n/cm2
1200n
Un altro parametro da individuare è la concentrazione di
10
B dello scintilla-
tore utilizzato, ovvero bicron BC-454 (Saint-Gobain).
In tabella 3.1 è mostrata la composizione dello scintillatore, ovvero il numero 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 )
12
4.18 × 1022
50.16
5.18 × 1022
5.18
45 × 1020
4.95
1
C
H
11
10
B
B
20
11.25 × 10
1.125
Tabella 3.1: Composizione dello scintillatore.
Pertanto si evince che il
10
B rappresenta l’1.83% in peso, quindi è presente
con una concentrazione di circa 1.8 × 104 ppm.
L’operazione di taratura risulterà fondamentale per la successiva analisi dati. Per la verifica delle condizioni di irraggiamento, per valutare i flussi di
neutroni e le dosi si è 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 è contrario alle ipotesi, allora hai fatto una scoperta.
- Enrico Fermi -
1
Determinazione della quantità di boro incorporato
Il principale obiettivo del presente lavoro consiste nello studio del’incorporazione di un isotopo del boro (10 B) 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 contenente ∼ 18000ppm di
10
B) con 2000 MU e con un ingrandimento a 40x
(0.085mm2 ), ha fornito 900 tracce per campo. Pertanto, con 70000 MU
(2000M U × 35), il numero di tracce corrispondenti a 1.8 × 104 ppm (con
un ingrandimento a 40x) sarebbe 900tracce × 35 = 31500tracce.
In figura 4.1 sono messe a confronto le immagini dei CR-39 prima e 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 quantità di boro incorporato, sono stati analizzati i rivelatori CR-39 (dopo lo sviluppo) al microscopio ottico.
Le figure 4.2 e 4.3 mostrano le immagini, acquisite tramite fotocamera digitale ad alta risoluzione, del tessuto tumorale al microscopio ottico e a diversi
ingrandimenti.
4.1 Determinazione della quantità 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).
30
Analisi dati e risultati
Dopo aver acquisito le immagini, è stato eseguito il conteggio della densità
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 realtà il
numero di tracce realmente osservate è dato da 1126tracce/16 = 70.3tracce.
Sapendo che il rapporto tra il numero di tracce osservate e il numero di tracce
attese è 70.3tracce/31500tracce = 2.2 × 10−3 e che il calibratore contiene
18000 ppm di
10
B, allora la concentrazione di
−3
è: 18000ppm · 2.2 × 10
10
B dell’immagine analizzata
= 40ppm.
Per semplificare il calcolo della concentrazione di
10
B 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 realtà, i conteggi della densità 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 densità di tracce ottenuta con il
taglio a 2 è 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
C(ppm) =
10
B è semplicemente:
NT r
28.15 · 2
(4.1)
dove NT r è il numero di tracce osservate.
Uno dei principali problemi da affrontare riguarda la determinazione delle
zone dei CR-39 con diversa densità di buchi. Tuttavia, riconoscendo la semplice corrispondenza tra i pixel delle immagini dei vetrini e i vetrini stessi,
è stato possibile individuare le coordinate esatte (al microscopio ottico) dei
punti da analizzare.
4.1 Determinazione della quantità di boro incorporato
31
Figura 4.4: Conteggio delle tracce mediante l’uso del programma Image-ProPlus.
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 densità di tracce
(2◦ set); è stato eseguito un conteggio delle tracce anche sul background.
Per ottenere il numero esatto delle tracce, NT r , si dovrà 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, NT r , e delle concentrazioni di boro, C (ppm), calcolate come mostra l’equazione 4.1 e relative
al 1◦ ed al 2◦ set di misure.
CR-39
NT r (1◦ set)
NT r (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 è
in grado di incorporare una quantità maggiore di
10
B rispetto a quello sano.
In figura 4.5 è riportata un immagine del CR-39 con le concentrazioni di 10 B
determinate delle immagini al microscopio. I valori corrispondenti alle zone
più scure (molti fattori alfa da cattura dove sono le cellule tumorali con alta
densità di nuclei) sono effettivamente molto alte (∼ 100ppm, quasi il triplo
delle zone con cellule sane).
4.1 Determinazione della quantità di boro incorporato
33
Figura 4.5: Immagini dei CR-39 con le diverse concentrazioni di boro.
Nell’immagine di destra, la concentrazione di
10
B sui CR-39 è 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 è 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
2
35
Trattamento delle immagini
Per ottenere le immagini con le concentrazioni di boro a zone colorate è stato
necessario l’utilizzo di tre diversi software:
• ImageJ;
• Cinema4D;
• Surfer8;
L’uso del software ImageJ è stato ristretto alla modifica dell’immagine del
CR-39 applicando un filtro che eseguiva il valor medio dell’immagine a 4 pixels. Tale procedura ha come conseguenza quella di garantire l’omogeneità
delle zone più scure e di quelle più chiare.
Cinema 4D è invece un software per la modellizzazione in 3D. L’immagine
precedentemente ottenuta viene convertita in una griglia di dati, che rappresentano le coordinate dell’immagine tridimensionale. In altre parole, il
metodo di lavorazione è tramite vertici, che sottendono a loro volta delle superfici.
Tramite Surfer8 la griglia di dati viene tradotta in immagine prima tridimensionale, poi bidimensionale. Si introducono le curve di livello e i colori esclusivamente per garantire una migliore rappresentazione delle diverse
concentrazioni di boro.
Conclusioni
La fantasia è più importante del sapere.
- Albert Einstein -
Lo studio condotto nel presente lavoro si inserisce in un ampio progetto collaborativo che vede come principale obiettivo l’utilizzo della BNCT come
possibile terapia per la cura del mesotelioma pleurico e di altri tipi di tumori. Se perfezionata, essa potrà 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 concentrazione di boro nel tessuto malato è superiore a quella nel tessuto sano di
un fattore 3 circa.
Partendo da queste considerazioni è evidente che la BNCT può essere considerata una terapia all’avanguardia, con un’efficienza superiore ad altre terapie
attualmente in uso.
Tuttavia, sarà necessario condurre ulteriori studi la cui finalità sarà quella di
acquisire informazioni più 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 delle 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 è uno stato metastabile dal momento che il sistema è 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 CCl2 F2 (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 possibile ricavare la dose equivalente neutronica dal momento che il numero delle
bolle che si sono formate nel polimero è 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,
nonché dal grado di super-riscaldamento delle emulsioni. La produzione di
bolle richiede che venga depositata un’energia sufficiente in una distanza molto breve, ciò determina l’incremento della pressione del liquido oltre il valore
relativo alla pressione esterna. L’energia per formare una bolla di raggio noto
r è data da:
40
Dosimetri a bolle
Figura A.1: Raffigurazione schematica di un dosimetro a bolle per neutroni.
G = 4πr2 γ(T ) −
4π 3
r (pν − p0 )
3
(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 è 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 affinché avvenga la nucleazione si ottiene
ponendo r = rc , sostituendo nell’equazione precedente si ottiene:
W =
16πγ 3 (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 interagiscono 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
dE
.
dx
L’e-
nergia depositata dagli ioni di rinculo lungo il loro percorso, affinché 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 costituiti da CCl2 F2 è di 0,227 keV. Le tipiche reazioni nucleari che si possono
presentare sono:
n + 35 Cl −→ 35 S + p
(A.4)
n + 35 Cl −→ 33 P + 4 He
(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 formazione delle bolle. Fiale contenenti emulsioni di ∼ 50000 goccette di 100 µm di
diametro presentano generalmente una sensibilità di una bolla /µSv a 25◦ .
Variazioni di temperatura comportano una variazione sia delle soglie energetiche sia la sensibilità dei rivelatori.
L’efficienza di rivelazione dei neutroni aumenta rapidamente al di sopra della
soglia, ed è approssimata come:
ε = (1 −
Eth max
)ε
En
(A.6)
dove Eth è l’energia di soglia, mentre En è l’energia dei neutroni. La risposta
dei dosimetri è 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 pressurizzato il liquido contenuto nei dosimetri. Dal momento dell’attivazione la loro
vita media dichiarata è pressoché pari a 6 mesi ma, se tenuti al riparo da sbalzi di temperatura e non sviluppano bolle non ricomprimibili, sono utilizzabili
42
Dosimetri a bolle
per molti anni. Il loro riutilizzo è 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 neutronico per una migliore uniformità della dose nell’organo espiantato.
Master’s thesis, Università 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.
[6] Neutron contamination from medical electron accelerators. Tecnical report, National Council on Radiation Protection and Measurements,
1987.
[7] G. Giannini, F. Liello, F. Calligaris, R. Longo, G. Scian, A. Zanini, U.
Nastasi, E. Durisi, F. Fasolo, A. Piermattei, A., C. Dell’Omo.
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.
Ricardi, S. Anglesio, A. Zanini, P. Chiari, M. Prest.
CR-39 neutron imaging of biological samples at clinical linac’s.
44
Bibliografia
[9] Katia Vittor. Studio di un convertitore per radioterapia fotoneutronica
mediante e-Linac. Master’s thesis, Università degli Studi di Trieste, 20032004.
[10] A. Mameli, F. Greco, A. Fidanzio, V. Fusco, S. Cilla, G. D’Onofrio, L.
Grimaldi, B.G. Augelli, G. Giannini, R. Bevilacqua, P. Totaro, L. Tommasino, L. Azario, A. Piermattei.
CR-39 detector based thermal neutron flux measurements, in the photo
neutron project. Nucl.Instr. and Meth, B (2008), V. 266, Issue 16,36563660. NUCLEAR INSTRUMENTS AND METHODS IN PHYSICS RESEARCH. SECTION A, ACCELERATORS, SPECTROMETERS, DETECTORS 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).
Università degli studi di Torino, 2005-2006.
Rigraziamenti
Mi sembra opportuno ringraziare per primo il Professor Gianrossano Giannini, che mi ha pazientemente seguito in questo lavoro di tesi. Grazie per la
disponibilità 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 più difficile oltre che meno allegra.
Ringrazio il Collegio per le Scienze Luciano Fonda per la borsa di studio concessami in questi tre anni.
Un ringraziamento speciale va alla mia famiglia, a mamma e papà sempre
presenti e pronti a sostenermi, anche da lontano, in ogni situazione.
Grazie a mio cugino Luigi, più che un fratello. Non serve aggiungere altro.
Alle amicizie più rafforzate va un ringraziamento particolare. Grazie a Simona 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.