Autoradiogra a neutronica di tessuti polmonari umani...

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

.

Ai miei genitori,

alla curiosita, 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 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

ii Indice

A Dosimetri a bolle 39

Bibliografia 43

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.


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).


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:


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);


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.


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.


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.


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.


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).


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 .


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.

[6] Neutron contamination from medical electron accelerators. Tecnical re-

port, 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

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mediante e-Linac. Master’s thesis, Universita degli Studi di Trieste, 2003-

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[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. Tom-

masino, L. Azario, A. Piermattei.

CR-39 detector based thermal neutron flux measurements, in the photo

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3660. NUCLEAR INSTRUMENTS AND METHODS IN PHYSICS RE-

SEARCH. SECTION A, ACCELERATORS, SPECTROMETERS, DE-

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.

Autoradiogra a neutronica di tessuti polmonari umani...

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