MONITORAGGIO DELLE RADIAZIONI IONIZZANTI NELLE ... · appendice riguarda il protocollo IAEA TRS 398...

UNIVERSITÀ DEGLI STUDI DI CATANIAFACOLTÀ DI SCIENZE MATEMATICHE, FISICHE E NATURALI

DIPARTIMENTO DI FISICA ED ASTRONOMIA

Master Universitario di II livello inMONITORAGGIO DELLE RADIAZIONI IONIZZANTI E NON IONIZZANTI

E RISCHIO AMBIENTALEPROGETTO CIP n. 2007.IT.051.PO.003/IV/12/F/9.2.14/1368 - CUP n. E65C10000850009

Direttore: Prof. Antonio Triglia

A.A. 2010-2011Catania - luglio 2012

MONITORAGGIO DELLE RADIAZIONI IONIZZANTI

NELLE APPLICAZIONI CLINICHE DI FASCI DI PARTICELLE

DEL PROGETTO CATANA

GIUSEPPE NICOLOSI

UNIVERSITÀ DEGLI STUDI DICATANIA

Unione EuropeaFondo Sociale Europeo

"Investiamo per il vostro futuro"

REGIONE SICILIANAAssessorato Regionale dell'Istruzione

e della Formazione ProfessionaleDipartimento Regionale dell'Istruzione

e della Formazione Professionale

Ministero del Lavoroe delle Politiche Sociali

SICILIAFONDO SOCIALE EUROPEOPROGRAMMA OPERATIVO 2007-2013

Dott G.A.P. CirroneDott. S. GamminoDott. D. RifuggiatoSig. S. Russo

Dott. G. Cuttone

Tutor:

I.N.F.N. Laboratori Nazionali delSud Catania

Esiste un solo bene, la conoscenza, e un solo male, l’ignoranza.

Diogene Laerzio, Vite dei filosofi

INDICE

v

INDICE

ELENCO DELLE FIGURE ...................................................................... viiELENCO DELLE TABELLE .................................................................... ix

1 INTRODUZIONE .................................................................................... 12 LA RADIOTERAPIA .............................................................................. 3

2.1 Introduzione .................................................................................. 32.2 Le interazioni delle radiazioni ionizzanti con la materia .............. 4

2.2.1 Le radiazioni elettromagnetiche ............................................ 52.2.2 Le radiazioni corpuscolari ..................................................... 7

2.3 La radioterapia convenzionale ...................................................... 82.4 L’adroterapia ............................................................................... 112.5 Confronto delle tecniche radioterapiche ..................................... 152.6 Il meccanismo biologico della radioterapia ................................ 17

3 IL SISTEMA CATANA ....................................................................... 213.1 Introduzione ................................................................................ 213.2 Il sistema di rilascio del fascio .................................................... 223.3 Le componenti del sistema ......................................................... 24

4 CARATTERISTICHE DEL FASCIO DI PROTONI .................................... 334.1 Introduzione ................................................................................ 334.2 La curva di distribuzione della dose in profondità ..................... 34

4.2.1 Definizioni ........................................................................... 344.2.2 Picco di Bragg non modulato .............................................. 374.2.3 Picco di Bragg modulato ..................................................... 404.2.4 Punto di normalizzazione .................................................... 44

4.3 I profili di dose ............................................................................ 454.3.1 Definizioni ........................................................................... 46

5 PROCEDURE DI TRATTAMENTO ......................................................... 515.1 Introduzione ................................................................................ 515.2 Definizioni delle caratteristiche del tumore ................................ 525.3 Fase di simulazione ..................................................................... 54

5.3.1 Confronto tra dati sperimentali e simulati ........................... 555.4 Calibrazione ................................................................................ 58

5.4.1 Programma di calibrazione .................................................. 585.4.2 Stabilità del fattore di calibrazione ...................................... 60

INDICE

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5.5 Irraggiamento del paziente ......................................................... 616 CONCLUSIONI .................................................................................... 63

6.1 I risultati clinici statistici ............................................................ 63Bibliografia ............................................................................................ 67Appendice .............................................................................................. 69A ELEMENTI DI DOSIMETRIA ................................................................ 69

A.1 Introduzione ................................................................................ 69A.2 Definizione delle grandezze dosimetriche ................................. 70

A.2.1 Fluenza di radiazione ........................................................... 70A.2.2 Fluenza o flusso di energia .................................................. 71A.2.3 Intensità di fluenza di radiazione e di energia ..................... 71A.2.4 Esposizione .......................................................................... 71A.2.5 Dose assorbita ..................................................................... 74A.2.6 Kerma .................................................................................. 75

A.3 Teoria della cavità ...................................................................... 76A.3.1 La teoria di Bragg – Gray .................................................... 77A.3.2 La teoria di Spencer – Attix ................................................ 78

B IL PROTOCOLLO IAEA TRS 398 ...................................................... 81B.1 Dosimetria assoluta per fasci clinici di adroni ........................... 81

B.1.1 Gli standard della dose assorbita in acqua ........................... 82B.1.2 Determinazione della dose assorbita in acqua ..................... 84B.1.3 Correzione sulla qualità del fascio ...................................... 85

B.2 Implementazione del codice ....................................................... 86B.2.1 Camere a ionizzazione ......................................................... 86B.2.2 Elettrometro ......................................................................... 87B.2.3 Fantocci ............................................................................... 87

B.3 Codice di pratica per protoni ...................................................... 87B.4 Codice di pratica per ioni pesanti ............................................... 89

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ELENCO DELLE FIGURE

FIGURA 2.1 ESEMPIO DI CURVA DOSE-EFFETTO DELLE RADIAZIONI IONIZZANTI. ............ 5 FIGURA 2.2 I TRE EFFETTI CHE SI POSSONO VERIFICARE IN UN MEZZO MATERIALE

QUANDO ESSO VIENE ATTRAVERSO DA RADIAZIONI ELETTROMAGNETICHE. .............................................................................................................. 7

FIGURA 2.3 RELAZIONE TRA LA DOSE RELATIVA RILASCIATA E LA PROFONDITÀ DI CM ACQUA-EQUIVALENTI DEGLI ELETTRONI A DIVERSE ENERGIE. .................. 9

FIGURA 2.4 RELAZIONE TRA LA DOSE RELATIVA RILASCIATA E LA PROFONDITÀ DI CM ACQUA-EQUIVALENTI DEI FOTONI A DIVERSE ENERGIE. .......................... 10

FIGURA 2.5 RELAZIONE TRA LA DOSE RELATIVA RILASCIATA E LA PROFONDITÀ DI MM ACQUA-EQUIVALENTI DEI PROTONI: LA PRESENZA DEL PICCO DI BRAGG RENDE UNICA QUESTA RELAZIONE. ....................................................... 13

FIGURA 2.6 DISTRIBUZIONE DI DOSE IN PROFONDITÀ DI UN FASCIO DI IONI CARBONIO MONOENERGETICI DI 290 MEV/U IN ACQUA ........................................... 14

FIGURA 2.7 TIPICO ANDAMENTO DEL PICCO DI BRAGG MODULATO. ............................ 16 FIGURA 2.8 CONFRONTO TRA LE VARIE CURVE CORRISPONDENTI ALLA DOSE RELATIVA

RILASCIATA IN FUNZIONE DELLA PROFONDITÀ DI CM ACQUA-EQUIVALENTE DEI DIFFERENTI TIPI DI RADIAZIONI IONIZZANTI. .............. 16

FIGURA 3.1 L’OCCHIO UMANO E I VARI TIPI DI MELANOMA. ........................................ 22 FIGURA 3.2 IL CICLOTRONE SUPERCONDUTTORE VISTO ALL’INTERNO. ........................ 23 FIGURA 3.3 ANDAMENTO DELLA DISTRIBUZIONE DEL FASCIO IN USCITA AD UN

DIFFUSORE. .......................................................................................... 24 FIGURA 3.4 LA DISTRIBUZIONE DEL FASCIO IN USCITA AL PRIMO DIFFUSORE IN

TANTALIO. ............................................................................................ 25 FIGURA 3.5 LA DISTRIBUZIONE DEL FASCIO IN USCITA IN PRESENZA DEI DUE DIFFUSORI E

DELLO STOPPER. ................................................................................... 25 FIGURA 3.6 CONFRONTO TRA LE DISTRIBUZIONI DEL FASCIO IN USCITA AL PRIMO

(CURVA IN ROSSO) E AL SECONDO DIFFUSORE IN TANTALIO (CURVA IN GIALLO). .............................................................................................. 26

FIGURA 3.7CONFRONTO TRA LE DISTRIBUZIONI DEL FASCIO IN USCITA AL PRIMO E AL SECONDO DIFFUSORE E IN PRESENZA DEL COLLIMATORE IN OTTONE (CURVA IN VERDE). ............................................................................... 26

FIGURA 3.8 IL RANGE SHIFTER DEL SISTEMA DI RILASCIO DEL FASCIO. ........................ 27 FIGURA 3.9 IL MODULATORE DEL SISTEMA DI RILASCIO DEL FASCIO. .......................... 28 FIGURA 3.10 CONFRONTO FRA IL PICCO DI BRAGG MODULATO (SOBP) E I PICCHI DI

BRAGG PURI NECESSARI PER OTTENERLO. ............................................. 29 FIGURA 3.11 IL COLLIMATORE DI RIFERIMENTO DA 25 MM DEL SISTEMA DI RILASCIO DEL

FASCIO. ................................................................................................ 30 FIGURA 3.12 ESEMPIO DI COLLIMATORE PERSONALIZZATO. ........................................ 31 FIGURA 3.13 IL SISTEMA DI RILASCIO DEL FASCIO ALL’INTERNO DELLA SALA

TRATTAMENTO CATANA. ................................................................... 31

INDICE

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FIGURA 4.1 DISTRIBUZIONE DI DOSE IN PROFONDITÀ ACQUA EQUIVALENTE DI UN FASCIO DI PROTONI: (A) PICCO DI BRAGG PURO; (B) PICCO DI BRAGG MODULATO (SOBP)................................................................................................. 35

FIGURA 4.2 CURVA DI DISTRIBUZIONE DELLA DOSE ASSORBITA IN PROFONDITÀ IN ACQUA. ................................................................................................. 38

FIGURA 4.3 SISTEMA DI MISURA, FOTODIODO E RUOTA IN PMMA, DELLA DISTRIBUZIONE DELLA DOSE ASSORBITA IN PROFONDITÀ DI TESSUTO EQUIVALENTE. ...................................................................................... 38

FIGURA 4.4 CURVA SPERIMENTALE DI DISTRIBUZIONE DELLA DOSE IN PROFONDITÀ. ... 39 FIGURA 4.5 ANDAMENTO DELLA DISTRIBUZIONE DI DOSE IN PROFONDITÀ E DEFINIZIONE

DELLA REGIONE DI MODULAZIONE. ........................................................ 41 FIGURA 4.6 CONFRONTO FRA DUE DISTRIBUZIONI DI DOSE MODULATE OTTENUTE CON

DUE DIVERSE CONFIGURAZIONI AI LNS.................................................. 42 FIGURA 4.7 CONFRONTO TRA DUE RISULTATI DIVERSI DELLA STESSA CONFIGURAZIONE

DI TRATTAMENTO RANGE SHIFTER - MODULATORE. ................................ 43 FIGURA 4.8 DISTRIBUZIONE LATERALE DI DOSE (PIANO XY). ...................................... 48 FIGURA 5.1 ESEMPIO DI CLIP DI TANTALIO IMPIANTATA E SUE DIMENSIONI. ................. 52 FIGURA 5.2 IL SISTEMA PER L’IMMOBILIZZAZIONE DEL PAZIENTE. ............................... 53 FIGURA 5.3 MISURE OTTENUTE DALL’ALGORITMO DI SIMULAZIONE DI EYEPLAN...... 56 FIGURA 5.4 RUOTA DI PMMA CON FOTODIODO INCORPORATO. .................................. 57 FIGURA A.1 FOTONI DI ENERGIA E CHE ATTRAVERSANO UNA SOTTILE LAMINA DI

MATERIALE. .......................................................................................... 73

INDICE

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ELENCO DELLE TABELLE

TABELLA 2-1 I FATTORI PESO PER I VARI TIPI DI RADIAZIONI. ...................................... 19 TABELLA 4-1 PARAMETRI CARATTERISTICI SPERIMENTALI DEL PICCO DI BRAGG PURO

OTTENUTI DALLA CURVA DI FIGURA 4.4. ............................................... 40 TABELLA 4-2 CONFRONTO FRA LE DUE CONFIGURAZIONI RANGE SHIFTER -

MODULATORE SPERIMENTALI POSSIBILI DI FIGURA 4.6. ......................... 42 TABELLA 4-3 CONFRONTO DELLE PROPRIETÀ DELLE DUE DISTRIBUZIONI DI DOSE SOBP

DI FIGURA 4.6. ...................................................................................... 44 TABELLA 4-4 INFLUENZA DEL PUNTO DI NORMALIZZAZIONE SUI PARAMETRI DI UNA

CURVA SOBP. ...................................................................................... 45 TABELLA 6-1 NUMERO DI PAZIENTI TRATTATI E TUMORI OCULARI FINO AL 2011......... 63 TABELLA I CONDIZIONI DI RIFERIMENTO PER LA DETERMINAZIONE DELLA QUALITÀ DI

UN FASCIO DI PROTONI. ......................................................................... 89 TABELLA II CONDIZIONI DI RIFERIMENTO PER LA DETERMINAZIONE DELLA QUALITÀ DI

UN FASCIO DI IONI PESANTI. .................................................................. 90

SOMMARIO

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SOMMARIO L’argomento fondamentale del lavoro di project work è l’uso

delle radiazioni ionizzanti per scopi terapeutici nel controllo e/o eliminazione di alcune tipologie di tumori che affliggono l’occhio umano. Viene introdotto il concetto di adroterapia e dei relativi vantaggi che questa tipologia di trattamento offre.

Il gruppo di esperti che, all’interno del Laboratorio Nazionale del Sud - INFN, si occupa da anni delle problematiche correlate alla radioterapia, e quindi in particolar modo all’adroterapia, è il gruppo CATANA. CATANA, acronimo in lingua italiana di Centro di AdroTerapia e Applicazioni Nucleari Avanzate, è il progetto che provvede alla realizzazione di un determinato e personalizzato piano di trattamento dal punto di vista dosimetrico per ogni paziente.

I contenuti del project work sono organizzati in 6 capitoli. Il primo capitolo è un’introduzione agli argomenti trattati. Nel secondo capitolo sono introdotti i concetti di radioterapia e adroterapia, delle loro caratteristiche fondamentali e dei vantaggi dell’adroterapia soprattutto nella cura dei vari possibili tumori dell’occhio. Il capitolo si conclude con l’analisi delle differenti tipologie di effetti biologici delle radiazioni ionizzanti sui tessuti biologici. Il terzo capitolo parla del progetto CATANA: le ragioni per le quali è stato ideato, le passate e presenti applicazioni nel campo della radioprotezione, una panoramica sul sistema e sui suoi componenti. Il quarto capitolo si concentra sulle caratteristiche e proprietà di un fascio di protoni e/o ioni pesanti. Il quinto capitolo è incentrato sulla procedura e sulle misure di dose, al fine di eseguire uno specifico piano di trattamento per l’occhio di un ipotetico paziente e determinare la dose assoluta da esso ricevuta. Il sesto e ultimo capitolo indica gli studi statistici sull’esito dei trattamenti passati, eseguiti nel corso degli anni, e le possibili applicazioni future.

Inoltre l’opera è corredata di due appendici, entrambe ritenute fondamentali, per capire meglio ciò che viene asserito all’interno dei vari capitoli. La prima appendice spiega le grandezze utilizzate nell’ambito della radioprotezione e della dosimetria personale e ambientale. L’altra appendice riguarda il protocollo IAEA TRS 398 emanato allo scopo di

SOMMARIO

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determinare in modo univoco e oggettivo la dose assorbita assoluta rilasciata al paziente durante ogni seduta di trattamento.

CAPITOLO1 INTRODUZIONE

1

1 INTRODUZIONE Il lavoro di tesi svolto si pone come obiettivo la descrizione di

una delle possibili applicazioni cliniche delle radiazioni ionizzanti. Si tratta dell’impiego di fasci di radiazioni corpuscolari, ossia fasci di adroni, nelle procedure di trattamento radioterapiche.

Gli adroni sono particelle cariche pesanti non elementari composte da quark. Con l’aggettivo pesante si vuole indicare quelle particelle che hanno una massa molto superiore a quella degli elettroni. Esempi di particelle adroniche utilizzate sono i protoni (p) e gli ioni carbonio (12C+). Il trattamento radioterapico utilizzando gli adroni viene detto adroterapia; nel caso specifico dei protoni si parla di protonterapia.

L’applicazione clinica adroterapica è effettuata all’interno dei Laboratori Nazionali del Sud (LNS), organismo avente sede a Catania e appartenente all’Istituto Nazionale di Fisica Nucleare (INFN). La sala trattamento è stata denominata CATANA (Centro di AdroTerapia e Applicazioni Nucleari Avanzate).

L’INFN è l’ente pubblico nazionale di ricerca, vigilato dal Ministero dell’Istruzione, dell’Università e della Ricerca (MIUR), dedicato allo studio dei costituenti fondamentali della materia e delle leggi che li governano. Svolge attività di ricerca, teorica e sperimentale, nei campi della fisica subnucleare, nucleare e astroparticellare. Le attività di ricerca dell’INFN si svolgono tutte in un ambito di competizione internazionale e in stretta collaborazione con il mondo universitario italiano, sulla base di consolidati e pluridecennali rapporti. La ricerca fondamentale in questi settori richiede l’uso di tecnologie e strumenti di ricerca d’avanguardia che l’INFN sviluppa sia nei propri laboratori sia in collaborazione con il mondo dell’industria.

Il progetto CATANA non è nato solo per la volontà dei LNS, ma rappresenta un buon esempio di collaborazione tra i LNS e l’Università di Catania attraverso il Dipartimento di Fisica e Astronomia e l’Istituto di Oftalmologia e Radiologia.

Il fascio di radiazioni ionizzanti viene rilasciato in aria all’interno della sala CATANA attraverso un sistema costituito da una serie di strumenti che svolgono diverse funzioni. Sono presenti dispositivi per il

CAPITOLO1 INTRODUZIONE

2

monitoraggio del fascio dal punto di vista dosimetrico, dispositivi per la variazione e il controllo delle caratteristiche geometriche ed energetiche del fascio, dispositivi per la sicurezza degli operatori e dei pazienti al fine di ridurre la quantità di radiazioni assorbita durante lo svolgimento delle varie attività previste. In generale è possibile affermare che si ha a disposizione un sistema di tipo elettromeccanico composto da calcolatori, elaboratori di informazioni, attuatori, sensori e trasduttori aventi uno scopo principale: il controllo locale della neoplasia.

Il centro CATANA si occupa dei differenti tumori che affliggono l’occhio umano, soprattutto del più frequente melanoma uveale. Il sistema di trattamento si adatta bene alla cura di questa tipologia di tumori per le caratteristiche fisiche di selettività dei fasci di radiazioni utilizzati.

Il trattamento consiste in una serie di operazioni, tutte importanti, che iniziano con la preparazione del paziente, molto spesso con un intervento chirurgico, e finiscono con l’irraggiamento della regione di tessuto oculare in cui si trova la massa tumorale.

CAPITOLO 2 LA RADIOTERAPIA

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2 LA RADIOTERAPIA 2.1 Introduzione

Il termine radioterapia si riferisce di solito a quel tipo di trattamento clinico che consiste nel somministrare una stabilita quantità di radiazioni ionizzanti ad un tessuto umano, affetto da una patologia neoplasica, con lo scopo di potere controllare le fasi di sviluppo biologico delle cellule tumorali.

Di conseguenza quando si parla di radioterapia occorre considerare l’aspetto radioprotezionistico. La radioprotezione indica l’insieme delle procedure aventi l’obiettivo di proteggere non solo l’uomo, ma anche l’ambiente in cui egli vive, dagli effetti nocivi delle radiazioni ionizzanti. Per uomo si intende sia il lavoratore che svolge attività relative alle radiazioni ionizzanti; sia la popolazione, che normalmente durante lo svolgimento delle proprie mansioni, non ha a che fare con le radiazioni ionizzanti; sia il paziente sottoposto a diagnosi e/o terapia caratterizzate dall’impiego di macchine radiogene.

A tale proposito bisogna mettere in evidenza il rischio a cui va incontro un determinato tessuto biologico quando è soggetto a sorgenti di radiazione. Infatti se dal punto di vista terapeutico si ha la necessità di portare le cellule tumorali a non riprodursi e dunque alla loro morte biologica, occorre sempre tenere in considerazione che quella stessa quantità di radiazione ionizzante colpisce, danneggiando e/o distruggendo, anche le altre cellule sane situate nelle vicinanze dell’area interessata dalla neoplasia. Gli effetti sulle cellule non malate sarebbero l’induzione diretta di ulteriori patologie e di possibili danni permanenti al DNA con conseguenti mutazioni genetiche ereditate dalle generazioni future.

Tutto ciò farebbe pensare che la cura dei tumori attraverso l’uso della radioterapia comporti all’incirca in uguale misura benefici e rischi. Nella realtà dei fatti le cose non stanno proprio così. Infatti, mentre le cellule sane mettono in azione meccanismi atti a riparare i danni che possono avvenire sul loro DNA, le cellule cancerogene dispongono di meccanismi molto meno efficienti. Ne consegue che un danno è più facilmente letale per le cellule malate rispetto a quelle sane.

L’obiettivo primario dunque della radioterapia consiste, da una parte, nel minimizzare i rischi a cui il paziente può incorrere, e, dall’altra


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parte, nel massimizzare la quantità di radiazioni ionizzanti somministrate al paziente stesso, aumentando in questo modo la probabilità di controllare il tumore.

Una volta nota con sufficiente accuratezza la localizzazione della neoplasia, è possibile valutare la probabilità di ottenere un controllo locale del tumore attraverso l’analisi delle curve dose-effetto.

Le curve dose-effetto rappresentano contemporaneamente sia la probabilità di ottenere l’effetto desiderato in funzione della dose assorbita dalle cellule tumorali che la probabilità di provocare danni gravi o irreversibili alle cellule sane sempre in funzione della dose assorbita. Un esempio di curve dose-effetto è quello riportato in Figura 2.1. In tale grafico la linea continua rappresenta un’ipotetica curva dose-effetto per un generico tessuto tumorale mentre la linea tratteggiata mostra l’andamento della probabilità che una cellula sana ha di subire danni al DNA. Inoltre è possibile evincere che per una dose assorbita corrispondente a una probabilità di ottenere il controllo locale del tumore vicina al 100%, vi è anche una probabilità molto alta, spesso troppo alta per essere accettabile, di produrre danni ai tessuti sani che ricevono la stessa dose.

Le curve dose-effetto, come quelle illustrate nella Figura 2.1, permettono di capire quanto sia importante per un paziente l’utilizzo di tecniche di irraggiamento di tipo selettivo, ossia tali da colpire maggiormente le cellule cancerogene e in misura molto minore i tessuti adiacenti sani. Tutto ciò consente di spiegare il motivo per il quale oggigiorno si cerca di ideare nuove metodologie cliniche terapeutiche che abbiano questa caratteristica di selettività.

2.2 Le interazioni delle radiazioni ionizzanti con la materia

I diversi tipi di radiazioni ionizzanti, di cui è possibile usufruire per scopi terapeutici, possono essere fondamentalmente classificati in due gruppi:

- radiazioni elettromagnetiche, quali ad esempio i raggi X e i raggi gamma ( );

- radiazioni corpuscolari, costituite da fasci di particelle leggere cariche elettricamente (elettroni) oppure di particelle pesanti cariche elettricamente (protoni e ioni carbonio).


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Figura 2.1 Esempio di curva dose-effetto delle radiazioni ionizzanti.

Il trattamento medicale eseguito tramite radiazioni elettromagnetiche e/o elettroni rientra nelle procedure di radioterapia convenzionale. Tale denominazione deriva dal fatto che le radiazioni citate sono state inizialmente adoperate per la cura dei tumori. Recente è invece l’uso delle particelle cariche pesanti nella radioterapia. In quest’ultimo caso si parla di adroterapia.

Per comprendere meglio come un determinato tipo di radiazione ionizzante viene utilizzato in radioterapia occorre necessariamente analizzare i fenomeni fisici che avvengono allorquando tale radiazione incide su un certo mezzo materiale come ad esempio i tessuti biologici.

2.2.1 Le radiazioni elettromagnetiche Le radiazioni di tipo elettromagnetico sono radiazioni

indirettamente ionizzanti in quanto rilasciano elettroni, nuclei di rinculo o particelle cariche che a loro volta provocano la ionizzazione del materiale attraversato.

A seconda della loro energia e della natura del materiale, i raggi X o i raggi gamma comportano il verificarsi nella materia di tre processi


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prevalenti: l’effetto fotoelettrico, l’effetto Compton e la produzione di coppie.

Nell’effetto fotoelettrico il fotone incidente cede tutta la propria energia a un elettrone presente nell’atomo del mezzo materiale attraversato; l’elettrone acquista una tale energia da uscire dall’orbita dell’atomo; un secondo elettrone viene allora richiamato da un’altra orbita: il processo avviene con l’emissione di un fotone di fluorescenza.

La dipendenza della sezione d‘urto dell’effetto fotoelettrico, indicata con σF, dal numero atomico Z e dall’energia E del fotone può essere approssimata con l’Equazione (2.2.1) , dove C è una costante.

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EZCF =σ (2.1)

Questo significa che l’effetto fotoelettrico diviene più rilevante al crescere di Z e al diminuire dell’energia E del fotone.

Nel caso di effetto Compton il fotone incidente cede parte della propria energia a un elettrone di un atomo costituente il mezzo materiale attraversato; l’elettrone, detto elettrone Compton, ha un’energia tale da uscire dall’orbita dell’atomo mentre il fotone cambia la direzione di propagazione e aumenta la propria lunghezza d’onda. La probabilità di effetto Compton dipende dal numero atomico Z e numero di atomi N del materiale assorbente, e in maniera inversa dall’energia del fotone incidente.

Per energie dei fotoni incidenti superiori a 1.022 MeV, si ha un particolare fenomeno detto produzione di coppia. Tale processo è legato all’interazione diretta del fotone con il nucleo dell’atomo del mezzo irradiato. Nell’interazione il fotone può scomparire completamente dando luogo ad una coppia elettrone-positrone di energia cinetica pari alla differenza dell’energia del fotone incidente e l’energia di 1.022 MeV, corrispondente all’equivalente energetico della massa delle due particelle. Il positrone persa la sua energia cinetica nel mezzo, interagirà successivamente con gli elettroni dello stesso in un processo di annichilazione, ovvero di sparizione, con successiva emissione di due fotoni con energia pari a 0.511 MeV e aventi direzioni diametralmente opposte. La probabilità di questo effetto dipende fondamentalmente dall’energia e dal numero atomico Z.


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Nella Figura 2.2 si mette in evidenza la dipendenza del verificarsi dei tre effetti dall’energia del fotone e dal numero atomico del mezzo materiale.

Figura 2.2 I tre effetti che si possono verificare in un mezzo materiale quando esso viene attraverso da radiazioni elettromagnetiche.

Le curve tracciate sono l’insieme dei punti in cui due tipi di interazione sono ugualmente probabili. Dalla figura è evidente che l’effetto fotoelettrico è dominante per basse energie del fotone; l’effetto Compton predomina nella regione centrale; mentre la creazione di coppie diventa importante ad energie più alte. Si nota inoltre che l’intervallo in cui l’effetto Compton è dominante decresce al crescere di Z.

2.2.2 Le radiazioni corpuscolari Le particelle cariche che attraversano un determinato materiale

perdono invece la loro energia principalmente per due processi di natura elettromagnetica, che rientrano nel meccanismo fisico delle collisioni anelastiche. Infatti, nel momento in cui una particella passa nei pressi di un atomo, essa ha la possibilità di interagire con gli elettroni di quest’ultimo e cedere energia o per eccitazione o per ionizzazione. Si


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parla di eccitazione quando l’elettrone, che risente del passaggio della particella, passa ad uno stato legato con energia potenziale minore rispetto a quella del suo stato iniziale. La ionizzazione avviene se l’elettrone passa ad uno stato in cui non è più legato all’atomo stesso, ma diventa una particella libera: si crea in tal modo quella che viene definita una coppia ione positivo – elettrone.

La perdita di energia per unità di percorso subita da una particella carica elettricamente si indica con perdita specifica di energia e il suo valore medio è detto potere frenante (o stopping power) del mezzo attraversato. Di solito però si preferisce usare il potere frenante massico, che si ricava dal rapporto tra il potere frenante e la densità del mezzo. Infine il numero di coppie prodotte per unità di percorso viene chiamato ionizzazione specifica.

Un terzo meccanismo di interazione particelle – mezzo materiale è l’interazione nucleare e si può verificare quando la distanza tra la particella e l’atomo urtato è piccola rispetto alle dimensioni atomiche. Questo tipo di interazioni sono responsabili dei cambiamenti di direzione delle particelle, ma ciononostante non sono caratterizzati da perdite di energie. Se tale fenomeno si può considerare trascurabile per le particelle pesanti, è invece rilevante per le particelle leggere che subiscono mediamente grandi deflessioni. Si parla in questo caso di scattering coulombiano o elastico. Di conseguenza mentre per le particelle pesanti ha un senso parlare di percorso, non lo ha per quelle leggere.

Una particella carica, interagendo con il nucleo di un atomo del mezzo materiale, ha la possibilità anche di essere deflessa e quindi accelerata. Tale interazione si traduce in una emissione di radiazione elettromagnetica e l’effetto è chiamato irraggiamento dei quanti. Ovviamente, essendo l’accelerazione inversamente proporzionale alla massa, tale effetto risulta più pronunciato per le particelle leggere che vengono rallentate [1].

2.3 La radioterapia convenzionale La radioterapia convenzionale sfrutta fasci di radiazioni

ionizzanti di tipo elettromagnetico, quali i fotoni, oppure di tipo corpuscolare, come gli elettroni, principalmente per il controllo locale delle patologie neoplastiche.


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Si tratta di una metodologia piuttosto conosciuta in tutte le parti del mondo, in quanto le sue basi risalgono alla fine del XIX secolo. Inizialmente veniva praticata usando come sorgenti di radiazione degli elementi radioisotopi come il cobalto (60Co). Oggi si preferisce usare acceleratori lineari di elettroni, i quali possono produrre direttamente fasci di elettroni monoenergetici oppure, se frenati su bersagli costituiti da materiali ad alta densità, indirettamente fasci di fotoni caratterizzati da un spettro continuo di energie, con energia massima corrispondente a quella degli elettroni che li hanno generati.

Figura 2.3 Relazione tra la dose relativa rilasciata e la profondità di cm acqua-equivalenti degli elettroni a diverse energie.

Nella Figura 2.3 e nella Figura 2.4 sono visualizzati il rilascio di energia in acqua rispettivamente di elettroni e di fotoni. L’energia persa durante il percorso si può misurare tramite la grandezza dosimetrica dose assorbita che descrive l’energia assorbita in un dato volume del mezzo.


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Il mezzo materiale dei grafici è l’acqua e ciò non è casuale. Infatti i tessuti biologici del corpo umano sono costituiti con un’elevata percentuale da acqua. In questo modo si analizza con una buona approssimazione ciò che accade in un tessuto umano quando è colpito da radiazione ionizzante.

Figura 2.4 Relazione tra la dose relativa rilasciata e la profondità di cm acqua-equivalenti dei fotoni a diverse energie.

Nel fenomeno di interazione degli elettroni con la materia, il percorso viene continuamente deflesso a causa della presenza del campo elettrico creato dai protoni degli atomi del mezzo: inizialmente il rilascio di energia, e quindi di dose, ha un andamento crescente fino a raggiungere un valore massimo. Successivamente gli elettroni decelerano e dunque perdono energia sotto forma di radiazione elettromagnetica e si parla di fotoni di frenamento o fotoni di bremsstrahlung.

Poiché un elettrone può avere una o più interazioni di bremsstrahlung in un materiale e ognuna di esse può risultare in una perdita di energia parziale o completa, i risultanti fotoni di bremsstrahlung possono avere un’energia fino a quella iniziale


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dell’elettrone. La probabilità di bremsstrahlung varia con Z2 del materiale.

L’andamento della curva consente di affermare che gli elettroni sono adatti per il trattamento di tumori superficiali o al massimo a qualche centimetro sottopelle.

I fasci di fotoni sono viceversa caratterizzati da un assorbimento di tipo esponenziale decrescente preceduto da un massimo che arriva fino ai 4 cm acqua equivalenti per fotoni anche parecchio energetici (all’incirca pari a 25 MeV). Il loro utilizzo é particolarmente indicato per tumori relativamente profondi, ossia situati a molti centimetri dalla cute.

Per irraggiare in modo selettivo tali bersagli sono state sviluppate tecniche sofisticate, che implicano la necessità di utilizzare più fasci che entrano in punti diversi del corpo ma che sono tutti focalizzati sul centro del tumore. Per realizzare questo tipo di trattamento occorre che l’intero acceleratore lineare di elettroni ruoti attorno a un punto fisso nello spazio, chiamato isocentro, in modo da potere utilizzare qualsiasi punto d’entrata del fascio prestabilito rispetto al paziente.

Un modo per adattare le caratteristiche geometriche del fascio al tumore é inoltre quello di frapporre degli ostacoli tra la sorgente ed il bersaglio in modo da fare pervenire specifiche dosi in ogni punto di questo. In tal senso oggi si usano degli ostacoli la cui forma varia dinamicamente risparmiando in tempo e costi di realizzazione rispetto gli obsoleti ostacoli a forma fissa. Tali oggetti dinamici vengono chiamati multileaf collimators (collimatori a molte foglie), in quanto sono costituiti da parallelepipedi di metallo pesante che si muovono scorrendo uno sull’altro per mezzo di motori e si frappongono al fascio realizzandone la modulazione in intensità.

2.4 L’adroterapia L’adroterapia è una tipologia di trattamento relativamente

giovane. In Italia soprattutto soltanto in un passato piuttosto recente c’è stato un crescente interesse nell’utilizzo di fasci alternativi a quelli di fotoni e di elettroni.

Le unità che costituiscono il fascio di radiazioni ionizzanti sono gli adroni, ossia particelle non elementari composte da quark. Esempi di particelle adroniche utilizzate sono i protoni e gli ioni carbonio.

Il primo centro operativo in Italia che ha adoperato tale terapia si trova a Catania all’interno dei Laboratori Nazionali del Sud ed è


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rappresentato dal progetto CATANA (Centro di AdroTerapia e Applicazioni Avanzate). Un secondo centro operativo è il CNAO (Centro Nazionale di Adroterapia Oncologica), nato in quest’ultimo anno a Pavia.

Nel caso dei protoni il fenomeno che racchiude i due possibili tipi di interazione del processo di collisione è stato studiato nell’ultimo secolo e ha portato alla formulazione di un modello matematico che può essere riassunto dall’equazione di Bethe-Bloch.

Supponendo di avere una particella con determinate caratteristiche, ossia carica ze, massa mp e velocità v = βc, che attraversa un mezzo materiale caratterizzato da densità di elettroni n (che tiene conto del numero atomico Z, del peso atomico A, del numero di Avogadro N e della densità del materiale ρ),

A

NZn ρ= (2.2)

energia di eccitazione media I, massa di un singolo elettrone m, massima energia trasferibile dalla particella incidente agli elettroni atomici Wmax, ed inoltre usufruendo delle correzioni dell’effetto densità δ e della non partecipazione degli elettroni degli strati più interni per energie cinetiche della particella incidente molto basse U, è stata ricavata l’espressione della perdita di energia della particella in funzione del prodotto βγ. A tale proposito si veda l’equazione (2.3), nella quale il segno meno al primo membro indica appunto che la particella perde energia man mano che avanza nel materiale.

( )

−−−

−

>=<− UI

Wmvmv

enzdxdE δβ

βπ 2

22max

2

2

42

21

2ln2 (2.3)

Per energie alte abbastanza da potere trascurare il termine dovuto al fattore di correzione U, ma basse a sufficienza da non prendere in considerazione anche gli effetti relativistici (β→0) la formula di Bethe-Bloch può essere riscritta come l’espressione (2.4).

>=<−

Imv

mEm

AeNZz

dxdE

k

p222 2ln2πρ (2.4)


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dove Ek=mpv2/2 è l’energia cinetica della particella.

Figura 2.5 Relazione tra la dose relativa rilasciata e la profondità di mm acqua-equivalenti dei protoni: la presenza del picco di Bragg rende unica questa relazione.

In queste condizioni si osserva che c’è una dipendenza diretta di dE/dx da z2 e 1/v2, confermata anche sperimentalmente. La dipendenza da queste due grandezze, soprattutto dalla seconda, si manifesta con un aumento della creazione di coppie elettrone-ione positivo per basse energie. Il numero di coppie create per centimetro dalla ionizzazione, chiamato solitamente densità di ionizzazione, raggiunge un valore massimo quando la particella incidente ha perso quasi tutta la propria energia e si trova pertanto alla fine del proprio percorso nel mezzo. Questo picco è denominato picco di Bragg (Bragg Peak o BP), ed è rappresentato nella Figura 2.5.

Riassumendo è possibile affermare che nella prima parte del percorso della particella, l’energia rilasciata è più bassa e all’incirca costante, mentre nell’ultimo tratto del percorso notiamo il picco che indica la crescita repentina di rilascio di energia; il successivo crollo sta ad indicare che la particella si è fermata nel mezzo.


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Figura 2.6 Distribuzione di dose in profondità di un fascio di ioni carbonio monoenergetici di 290 Mev/u in acqua

Tutto ciò si può anche spiegare in termini di energia lineare trasferita dalla ionizzazione al materiale, ossia in termini di LET. Il LET, acronimo inglese di Linear Energy Transfer, è una misura dell’energia trasferita al materiale attraversato da particelle ionizzanti per unità di lunghezza unitaria. Questa grandezza è strettamente correlata al potere frenante, ma a differenza di questo, si riferisce solo all’energia trasferita al materiale nei pressi della zone di passaggio delle particelle. Pertanto vengono trascurati tutti gli elettroni secondari della ionizzazione con energia superiore ad un certo valore Г. Infatti tali elettroni hanno un’energia talmente alta che possono compiere un percorso molto lungo e si fermano in regioni troppo lontane dalla traccia della particella ionizzante principale. Analiticamente è possibile definire il LET come nel modo seguente:

dx

dEL ΓΓ = (2.5)


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dove EГ indica l’energia persa a causa delle interazioni di natura elettronica meno l’energia cinetica di tutti gli elettroni secondari con energia maggiore di Г. Nella dosimetria il LET viene solitamente espresso in KeV/µm.

Ritornando al caso dei protoni, tali particelle presentano un LET variabile: all’inizio è basso e all’incirca costante; poi ad un certo punto, ossia proprio in corrispondenza del picco di Bragg, diventa molto alto. La profondità del picco dipende dall’energia iniziale dei protoni e dal materiale attraversato, mentre la dimensione della sezione trasversale dipende dalla dispersione laterale del fascio.

Con la denominazione di ioni pesanti (heavy ions) si indicano di solito gli ioni più pesanti di quelli di elio (2He+) come ad esempio gli ioni di carbonio (12C+).

Così come i protoni, l’andamento della dose in funzione della profondità è caratterizzato dal picco di Bragg (si veda la Figura 2.6). A differenza dei protoni, il rapporto tra le dosi nel punto del picco e nel punto d’ingresso ha un valore maggiore. In questo modo i danni della struttura del DNA all’interno della cellula si verificano più frequentemente e così diventa più difficile per la cellula cancerosa riparare il danno. Ciò aumenta l’efficienza biologica della dose di un fattore tra 1.5 e 3. Tuttavia con gli ioni pesanti si ha lo svantaggio che, oltre al picco di Bragg, la dose non si annulla completamente, poiché le reazioni nucleari tra gli ioni di carbonio e gli atomi del tessuto portano alla produzione di ioni più leggeri; di conseguenza si verificano danni anche oltre al picco di Bragg [7].

2.5 Confronto delle tecniche radioterapiche Mettendo a confronto la terapia convenzionale con elettroni e/o

fotoni con l’adroterapia, la ragione fondamentale che giustifica l’utilizzo di particelle pesanti in radioterapia è la favorevole distribuzione di dose in funzione della profondità nel mezzo assorbente. Le curve dose-profondità ottenute, ad esempio per i fasci di protoni sono, infatti, alquanto diverse da quelle di elettroni e di fotoni.

Inoltre per permettere una copertura adeguata di una qualsiasi lesione non puntiforme è possibile allargare in profondità il picco, variando l’energia del fascio durante l’irradiazione, in modo tale da sovrapporre molti picchi fino ad ottenere un unico picco di Bragg


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allargato, la cui locuzione inglese si sintetizza in Spread Out Bragg Peak (SOBP).

Figura 2.7 Tipico andamento del picco di Bragg modulato.

Figura 2.8 Confronto tra le varie curve corrispondenti alla dose relativa rilasciata in funzione della profondità di cm acqua-equivalente dei differenti tipi di radiazioni ionizzanti.


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L’adroterapia dunque non è nata con lo scopo di sostituire la radioterapia convenzionale, ma si pone come alternativa ideale per quei tumori in cui la radioterapia convenzionale non dà significativi vantaggi. Nella pratica è impiegata, in particolare, per i tumori radio-resistenti e per quelli localizzati vicino ad organi a rischio, come ad esempio il cervello, ai quali deve essere impartita la minore dose possibile.

Attraverso l’utilizzo della Figura 2.8, è possibile eseguire un confronto tra le diverse dosi relative rilasciate in funzione dello spessore del mezzo attraversato corrispondenti alle differenti tipologie di fascio utilizzate in radioterapia.

2.6 Il meccanismo biologico della radioterapia La radioterapia viene utilizzata per provocare danni al DNA delle

cellule tumorali, mediante l’energia rilasciata da parte delle radiazioni ionizzanti, siano essi fotoni o particelle cariche, quando queste ultime attraversano la regione sede della neoplasia.

Il successo di un trattamento radioterapico dipende da diversi fattori. Tra questi si considerano fondamentali i fattori radiobiologici come ad esempio la radiosensibilità, la riossigenazione, la ripopolazione e la ridistribuzione delle cellule nel ciclo cellulare. Poi non bisogna trascurare i fattori fisici quali l’intensità della dose, il LET del tipo di radiazione e la distribuzione della dose. Come già accennato il LET costituisce uno dei parametri più importanti nel danneggiamento delle cellule irradiate in quanto permette una valutazione quantitativa dell’energia rilasciata dalle radiazioni durante il loro attraversamento all’interno del corpo umano.

La risposta dei tessuti biologici alle radiazioni ionizzanti a livello cellulare è l’aspetto principale da prendere in considerazione, in quanto gli effetti osservati nei tessuti hanno generalmente origine da alcune modificazioni dei componenti cellulari.

Le radiazioni di differente tipologia e qualità hanno gradi diversi di efficacia relativamente agli effetti prodotti nei sistemi biologici. Quando la radiazione è assorbita dai tessuti biologici, l’energia viene depositata, lungo il percorso effettuato dalle particelle cariche, secondo un determinato modello, unico per un certo tipo di radiazione. Ad esempio la densità di ionizzazione correlata all’esposizione a raggi X o è abbastanza bassa; mentre, in seguito all’esposizione a neutroni, protoni


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o particelle , la ionizzazione lungo il percorso avviene più frequentemente, producendo una densità maggiore.

Queste differenze nelle densità di ionizzazione rappresentano una delle ragioni per le quali neutroni, protoni o particelle producono più effetti biologici per unità di dose di radiazione assorbita rispetto ai raggi X, o agli elettroni. Altri fattori che contribuiscono a queste differenze comprendono l’energia della radiazione utilizzata, la dose ricevuta, il tempo di somministrazione della radiazione e il bersaglio biologico da irradiare.

Molti studi scientifici sono stati condotti al fine di analizzare le differenze relative all’efficacia delle radiazioni sotto certe condizioni sperimentali. La definizione del parametro Relative Biological Effectiveness, indicato di solito con l’abbreviazione di RBE, è un utile strumento per confrontare i risultati osservati ottenuti in tali studi. Esso viene calcolato come il rapporto tra la dose di una radiazione di riferimento Dref, necessaria a produrre un dato effetto biologico, e la dose della radiazione da studiare Dtest, necessaria ad indurre lo stesso effetto biologico.

test

ref

DD

RBE = (2.6)

Molto spesso la radiazione di riferimento è quella relativa ad un fascio di raggi X. Se ad esempio ci vogliono 200 mGy di raggi X e solo 20 mGy di neutroni per produrre lo stesso effetto biologico, allora il valore ottenuto sarà 10.

Il confronto rispetto ad un tipo di radiazione di riferimento permette di vedere tale parametro come un indice quantitativo per unità di dose assorbita di qualunque tipo di radiazione.

Nel campo della radioprotezione l’ente internazionale ICRP (International Commission on Radiological Protection), tramite le raccomandazioni ICRP 1977 e ICRP 1991, ha descritto l’efficacia delle radiazioni di differente qualità attraverso sia una serie di fattori di qualità (quality factors) che una serie di fattori peso (weighting factors). I fattori peso correntemente utilizzati in radioprotezione sono elencati nella Tabella 2-1. Si è scelto di assegnare un valore unitario alle radiazione che hanno un basso trasferimento di energia mentre per gli altri tipi di radiazioni i valori sono stati ricavati dagli studi sperimentali.


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Tipo di radiazione

Weighting factor

raggi X – raggi 1 neutroni 1

neutroni (dipendenti dall’energia) 5 – 20 protoni 5

particelle 20 Tabella 2-1 I fattori peso per i vari tipi di radiazioni.

Gli effetti indotti dalle radiazioni ionizzanti si distinguono, dal punto di vista della possibilità di accadimento, in effetti non stocastici (o deterministici) ed effetti stocastici.

La gravità degli effetti deterministici è in stretta relazione alla qualità di radiazione ricevuta nell’organo o tessuto d’interesse, definita in modo più preciso come dose assorbita, e per ciascuno di essi esiste un valore di soglia, soltanto, superato il quale l’effetto stesso si manifesta. Inoltre i valori delle dosi corrispondenti alle varie soglie sono sempre piuttosto elevati e conosciuti in genere con accettabile accuratezza.

Gli effetti stocastici invece sono caratterizzati da una probabilità di accadimento in funzione della dose ricevuta, e dall’assenza di un valore di soglia, al disotto del quale con certezza l’effetto non si manifesti.

Dal punto di vista biologico invece, gli effetti indotti si distinguono in somatici e genetici, a seconda che si manifestino sull’individuo esposto o sui suoi discendenti. Gran parte degli effetti somatici sono di tipo non stocastico, mentre tutti gli effetti genetici e una fetta comunque importante dei somatici (leucemia, carcinogenesi) hanno carattere stocastico.

Quando il tessuto biologico viene irradiato, la radiazione ionizzante ha come bersaglio il DNA delle cellule che si trovano in esso. I danni a quegli atomi, che creano la catena del DNA, sono causati sia dalla ionizzazione primaria che da quella secondaria. Quest’ultima ha come risultato la ionizzazione delle molecole d’acqua, sempre presenti nelle cellule, e ciò comporta la formazione dei cosiddetti radicali liberi (i gruppi -OH).

Poiché le cellule hanno un meccanismo di riparazione ad una sola elica del DNA, è opportuno che vengano danneggiate contemporaneamente entrambe le eliche che lo costituiscono allo scopo di ucciderle.


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Le cellule tumorali hanno però delle differenze rispetto alle cellule sane che comportano dei vantaggi ma anche svantaggi ai fini radioterapeutici. Il vantaggio è rappresentato dalla possibilità di riparare il DNA: le cellule tumorali si riproducono maggiormente ma hanno una capacità ridotta di riparare i danni causati al proprio DNA rispetto alle cellule sane. Pertanto anche il danno alla singola elica del DNA viene trasmesso durante la divisione cellulare, aumentando i difetti del DNA delle cellule malate e causando loro la morte o quantomeno il rallentamento della riproduzione.

Purtroppo ci sono anche aspetti che favoriscono le cellule maligne. Infatti la quantità di sangue che deve arrivare alle cellule tumorali risulta inferiore al fabbisogno normale. Questo si traduce in una minore quantità di ossigeno somministrata ad esse, ossia il fenomeno dell’ipossia. Poiché l’ossigeno è molto sensibile alle radiazioni, una quantità minore di tale elemento comporta un aumento della radioresistenza rispetto alle cellule sane.

CAPITOLO 3 IL SISTEMA CATANA

3 IL SISTEMA CATANA 3.1 Introduzione

Il progetto CATANA (Centro di AdroTerapia e Applicazioni Nucleari Avanzate) ebbe inizio nel 1999 dalla collaborazione tra i Laboratori Nazionali del Sud (LNS) dell’Istituto Nazionale di Fisica Nucleare (INFN) e l’Università di Catania attraverso sia il Dipartimento di Fisica che l’Istituto di Oftalmologia e Radiologia.

L’obiettivo principale del progetto è stato, e lo è tuttora, la realizzazione e la gestione di un centro operativo capace di implementare una linea di trattamento di alcune tipologie di tumori, utilizzando come strumento l’adroterapia [2].

Le neoplasie trattate sono quelle collocate a pochi centimetri a partire dallo strato superficiale della pelle umana. In questa categoria di tumori rientrano i tumori che colpiscono l’occhio umano, quali ad esempio il melanoma coroidale o uveale e le degenerazioni maculari subfoveali. A tale proposito si veda la Figura 3.1.

Il sistema CATANA si trova a Catania all’interno dei Laboratori Nazionali del Sud. Attualmente è l’unico centro operativo in Italia di adroterapia. Di conseguenza di differente provenienza sono i pazienti accolti dal centro.

Il primo paziente trattato attraverso il sistema CATANA risale al 2002. A partire da tale anno si sono succedute tante altre sedute di trattamento e attualmente il numero di pazienti che hanno usufruito di tale terapia è cresciuto notevolmente. Basti pensare che ogni anno solo in Italia si registrano mediamente 300 nuovi casi di patologie tumorali all’occhio [3].

La decisione di costruire e configurare un tale sistema è stata dettata non solo dalla percentuale di pazienti trattati con esito positivo in altri analoghi centri internazionali, ma anche dalla possibilità di usufruire di un eccezionale sistema di accelerazione di particelle, quale il ciclotrone superconduttore (Cyclotron Superconductive).

La disponibilità di questa tipologia di macchine offre il vantaggio di potere imprimere alle specifiche particelle un’accelerazione tale da conferire ad esse energie massime intorno ai 100 MeV e quindi da riuscire a raggiungere determinate profondità all’interno del corpo


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umano. Nel caso del trattamento radioterapico eseguito nella sala CATANA, l’energia media fornita alle particelle è di circa 60 MeV.

Figura 3.1 L’occhio umano e i vari tipi di melanoma.

3.2 Il sistema di rilascio del fascio Il sistema CATANA è costituito da una serie di dispositivi e

strumenti che assieme permettono di presentare in uscita alla linea di trasporto un fascio di particelle, nello specifico di solito protoni o ioni carbonio, con determinate caratteristiche. Tali caratteristiche sono configurate in base al tumore oculare da trattare e quindi sono specifiche per un determinato paziente.


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Figura 3.2 Il ciclotrone superconduttore visto all’interno.

Ciononostante, a prescindere dal paziente, il fascio di particelle deve necessariamente soddisfare due requisiti fondamentali: l’energia, che deve essere tale da raggiungere la profondità del tumore; l’omogeneità, ossia la distribuzione laterale della dose, impartita alla porzione di tessuto contenente il tumore, deve permettere un irraggiamento non solo uniforme ma anche selettivo del volume considerato.

Allo scopo di comprendere come questi due obiettivi sono stati raggiunti, occorre descrivere schematicamente i vari elementi della linea di trasporto del fascio all’interno della sala CATANA.


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3.3 Le componenti del sistema Prima di descrivere i vari elementi del sistema di rilascio del

fascio di adroni, occorre introdurre alcune definizioni e fissare un sistema di riferimento.

Definiamo l’isocentro come quel punto dello spazio tridimensionale individuato dall’incontro di due laser, a partire dal quale sono eseguite le misure e che si identifica con il punto nel quale sarà posizionata la superficie dell’occhio del paziente da trattare.

Il sistema di riferimento scelto ha l’origine coincidente con l’isocentro e l’asse z parallelo alla linea di rilascio del fascio. Si definiscono, quindi, gli assi x e y in modo che individuano il piano ortogonale al fascio e contenente l’isocentro: l’asse x sarà l’asse che descrive gli spostamenti paralleli al piano del pavimento; l’asse y è quello che descrive invece gli spostamenti perpendicolari sempre al piano del pavimento.

Immaginando che il fascio di particelle abbia sezione circolare, esso arriva all’interno della sala di trattamento con un diametro non superiore agli 8 mm. Da tale valore si evince che uno dei primi parametri da configurare è proprio il diametro della sezione del fascio, in quanto risulta insufficiente per un trattamento. Infatti il tumore può risultare purtroppo anche con un volume di qualche cm3.

Sono presenti due diffusori per ottenere un fascio con un maggiore diametro. Il primo diffusore, posto 10 cm prima della finestra di uscita in aria, è un foglio di tantalio di spessore pari a 15 µm. Alcuni studiosi hanno dimostrato che quando un fascio incide su un sottile spessore di materiale, in uscita esso si presenta con una distribuzione, in approssimazione, simile ad una gaussiana (si veda la Figura 3.3).

Figura 3.3 Andamento della distribuzione del fascio in uscita ad un diffusore.


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Figura 3.4 La distribuzione del fascio in uscita al primo diffusore in tantalio.

Figura 3.5 La distribuzione del fascio in uscita in presenza dei due diffusori e dello stopper.

Per migliorare l’omogeneità del profilo sono stati inseriti un secondo diffusore e un collimatore. Il secondo diffusore, sempre di tantalio, ma di spessore pari a 25 µm, viene posto a una distanza di 18 cm dalla finestra di uscita in aria. Il collimatore è un piccolo cilindro di ottone, di diametro 4 mm e spessore 7 mm, posto a contatto con il secondo diffusore; è di solito chiamato stopper e ha la funzione di eliminare la componente centrale della distribuzione gaussiana delle particelle diffuse dal primo foglio. Ciò produce all’isocentro contemporaneamente, a parità di spessore attraversato, una distribuzione di dose con una più


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ampia zona di uniformità rispetto al singolo foglio e una minore perdita di energia.

Figura 3.6 Confronto tra le distribuzioni del fascio in uscita al primo (curva in rosso) e al secondo diffusore in tantalio (curva in giallo).

Figura 3.7Confronto tra le distribuzioni del fascio in uscita al primo e al secondo diffusore e in presenza del collimatore in ottone (curva in verde).


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Figura 3.8 Il range shifter del sistema di rilascio del fascio.

Una volta superati i due diffusori, il fascio incontrerà i due elementi che ne definiscono le caratteristiche in direzione longitudinale.

Il primo di tali elementi è un modulatore di percorso, il cosiddetto range shifter (si veda la Figura 3.8). Si tratta di un insieme di spessori in alluminio o in PMMA, il cui assorbimento del fascio permette di regolare la profondità massima alla quale arrivano i protoni in fase di trattamento, ovvero il range. Lo spessore del range shifter è calcolato per ogni specifico trattamento in modo che l’energia in eccesso del fascio si riduca e assuma il valore a cui corrisponde una determinata profondità massima raggiunta dalle particelle, che deve necessariamente coincidere con quella alla quale si trova il tumore. Un singolo spessore di PMMA o di alluminio, che costituiscono il range shifter, ha un valore pari a 0.2 mm. Il dispositivo è stato progettato in modo tale che si possa raggiungere uno spessore massimo di 30 mm acqua equivalenti.

Il secondo elemento è un modulatore (si veda la Figura 3.9), ossia un sistema motorizzato con una ruota di PMMA, che ha esternamente una serie di palette di differenti spessori, le quali, messe in rotazione, permettono di ottenere il cosiddetto picco di Bragg modulato


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(SOBP). Presso il centro sono presenti attualmente cinque modulatori allo scopo di ottenere picchi di Bragg modulati con larghezze di 10, 15, 18, 20 e 25 mm acqua equivalenti.

Figura 3.9 Il modulatore del sistema di rilascio del fascio.

Dalla Figura 3.10 è possibile confrontare i picchi di Bragg, modulato e non, che si otterrebbero rispettivamente in presenza e in assenza del modulatore. Per quei tumori dell’occhio, che si estendono anche in regioni relativamente ampie, la probabilità che il trattamento, eseguito senza il modulatore, abbia esito positivo risulta sicuramente molto bassa. L’uso del modulatore lungo la linea di trattamento invece comporta la possibilità di irradiare in modo uniforme ed omogeneo anche tali tumori, aumentando notevolmente le possibilità di controllo degli stessi.


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Figura 3.10 Confronto fra il picco di Bragg modulato (SOBP) e i picchi di Bragg puri necessari per ottenerlo.

La linea di rilascio e configurazione del fascio prosegue con dei dispositivi in grado di effettuare il monitoraggio del fascio in termini di flusso di particelle e di posizione geometrica ovvero di centratura. Si tratta di tre camere a ionizzazione costituite da due fogli di Kapton, spessi 25 µm, separati da 9 mm di aria e ricoperti internamente da uno strato di 224 Å di rame, che rende conduttrici le loro pareti.

Le tre camere a ionizzazione sono posizionate una dopo l’altra e distanziate di pochi centimetri. I primi due rivelatori hanno la funzione di misurare, indipendentemente l’una dall’altra, la dose. Invece l’ultima, a quattro settori, viene sfruttata per verificare la centratura del fascio.

Statisticamente l’energia persa da un fascio di circa 60 MeV nell’attraversare le tre camere monitor è di 280 KeV e non dipende dalla loro posizione lungo il tragitto in aria.

La linea del fascio è completata da dei collimatori, in PMMA, la cui funzione è di fermare le particelle diffuse ad angoli troppo grandi, in modo tale da eliminare le code delle distribuzioni gaussiane ed evitando dannose contaminazioni della sala di trattamento.


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Figura 3.11 Il collimatore di riferimento da 25 mm del sistema di rilascio del fascio.

A tale proposito occorre dire che negli istanti di tempo dopo i quali viene fermato il fascio di adroni, all’interno della sala trattamento, svariati oggetti sono dannosi per la salute degli operatori. Tali oggetti infatti hanno subito un processo di attivazione. L’attivazione è quel fenomeno fisico in cui gli atomi di un determinato oggetto, relativi ad un certo materiale e colpiti direttamente o indirettamente da radiazioni ionizzanti, diventano instabili e quindi radioattivi. Negli istanti successivi l’irraggiamento i radioisotopi creati avranno ognuno un loro tempo di dimezzamento: ovviamente i più pericolosi per gli operatori sono quegli elementi radioattivi che ne presentano un valore alto (da 30 minuti a ore, se non addirittura anni). Per quelli che sono caratterizzati


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da costanti di decadimento relativamente basse, da qualche secondo una decina di minuti, il problema radioprotezionistico praticamente non sussiste. Infatti in questi casi basta fare trascorrere un periodo di tempo breve prima che gli operatori possano entrare nella sala trattamento e toccare gli oggetti presenti per apportare le modifiche alla configurazione del sistema.

Figura 3.12 Esempio di collimatore personalizzato.

Figura 3.13 Il sistema di rilascio del fascio all’interno della sala trattamento CATANA.


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L’introduzione lungo la linea di rilascio del fascio di collimatori non solo consente di diminuire l’intensità di dose equivalente assorbita da un singolo operatore o dal paziente, ma anche permette di effettuare in un tempo relativamente breve le operazioni di configurazione della linea specifiche per ogni singolo paziente.

La linea di trattamento si conclude con un collimatore in ottone, che è personalizzato per ogni singolo paziente per adattarsi alla geometria del tumore e quindi della zona da irradiare. Durante le prime fasi di trattamento, che precedono l’irraggiamento delle cellule neoplasiche, tale collimatore viene sostituito con uno standard valido per ogni configurazione. Il collimatore di riferimento è un cilindro di ottone con un diametro della sezione circolare di 25 mm.

La Figura 3.13 riassume interamente i vari dispositivi impiegati per la realizzazione del sistema di rilascio del fascio all’interno della sala trattamento CATANA.

CAPITOLO 4 CARATTERISTICHE DEL FASCIO DI PROTONI

4 CARATTERISTICHE DEL FASCIO DI PROTONI 4.1 Introduzione

Un fascio di protoni deve necessariamente soddisfare determinati requisiti per potere essere impiegati in campo terapeutico. A tale proposito occorre caratterizzare il fascio per potere effettuare una sua analisi oggettiva. Ovviamente tutto ciò è valido anche per gli altri tipi di radiazione sfruttati dalla radioterapia in generale.

Le procedure da seguire per la caratterizzazione di un fascio clinico di radiazioni ionizzanti, sono descritte in appositi protocolli internazionali o nazionali di dosimetria. La scelta del protocollo da utilizzare è in gran parte lasciata ai singoli reparti di radioterapia. I protocolli di dosimetria sono generalmente emessi da organizzazioni nazionali come l’American Association of Physicists in Medicine (AAPM) in Nord America, l’Institution of Physics and Engineering in Medicine and Biology (IPEMB) nel Regno Unito, la Deutsches Institut für Normung (DIN) in Germania, la Nederlandse Commissie voor Stralingsdosimetrie (NCS) in Olanda e Belgio, e la Nordic Association of Clinical Physics (NACP) in Scandinavia. Inoltre l’emissione delle raccomandazioni è di competenza anche di organismi internazionali come l’International Atomic Energy Agency (IAEA). Le procedure messe a punto da ciascuno di questi organismi assicurano un elevato livello di coerenza nella determinazione della dose tra cliniche diverse di radioterapia in un determinato Paese e tra un Paese e l’altro.

Nel caso di protonterapia eseguita all’interno dei Laboratori nazionali del Sud si considera il Codice di Pratica IAEA TRS 398 [8], un protocollo internazionale emanato nel 2000, in cui vengono specificate le procedure di riferimento per la determinazione della dose assorbita in acqua e della qualità del fascio Q.

Nella pratica sperimentale le condizioni di riferimento adottate dal protocollo sono caratterizzate da una serie di parametri e di intervalli di valori, ossia delle tolleranze relative, all’interno dei quali essi devono stare.

Poiché tali parametri sono soggetti a variazioni, le proprietà del fascio e le condizioni operative all’interno della sala di trattamento possono cambiare. Di conseguenza, durante le fasi che precedono


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l’irraggiamento della massa tumorale e in tutte le sessioni di trattamento, vengono eseguiti dei controlli sulle caratteristiche del fascio affinché siano ripetute in ogni singola sessione le stesse condizioni sperimentali.

La massa tumorale può estendersi anche per pochi cm3 all’interno dei tessuti. Di conseguenza non basta solo effettuare un allargamento del fascio in profondità, fino al punto di confine neoplasia – tessuti sani. Occorre infatti anche modulare il fascio in larghezza, lungo i piani xy perpendicolari alla direzione di incidenza del fascio e corrispondenti a diverse profondità. In questi casi le distribuzioni sono laterali o anche dette trasversali.

Per capire come vengono effettuati i controlli sulle distribuzioni, longitudinali e trasversali, occorre dare delle definizioni iniziali. Nel caso di distribuzione in profondità, tali quantità sono necessarie sia per il controllo della curve di dose in profondità senza alcuna modulazione che per la determinazione delle caratteristiche del picco di Bragg modulato.

Inoltre, rientra negli scopi, precedentemente elencati, di determinazione delle caratteristiche del fascio di radiazione, l’operazione molto importante relativa alla scelta del punto di normalizzazione. Nel caso del centro operativo CATANA, esso è stato preso in modo da coincidere con il massimo del picco modulato. Il valore del punto di normalizzazione caratterizza le proprietà del picco soprattutto per quanto riguarda la modulazione e deve essere tale da non influire sull’uniformità longitudinale della dose.

4.2 La curva di distribuzione della dose in profondità

4.2.1 Definizioni Le definizioni che vengono fornite di seguito sono utili nella

caratterizzazione delle curve di dose in profondità sia nel caso di modulazione che in quello senza modulazione del picco di Bragg (si veda la Figura 4.1).

Una delle proprietà fondamentali di un fascio di radiazioni ad una certa energia è il range del fascio. Supponendo di considerare la curva di distribuzione della dose in profondità in un determinato mezzo materiale, il range rappresenta la distanza, lungo l’asse centrale, del punto che corrisponde al 90% di dose oltre il picco di Bragg. Per il picco di Bragg non modulato il 100% si pone sempre alla posizione del


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massimo; mentre nel caso di SOBP esso è considerato il massimo punto della regione modulata.

Figura 4.1 Distribuzione di dose in profondità acqua equivalente di un fascio di protoni: (a) picco di Bragg puro; (b) picco di Bragg modulato (SOBP).


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La curva di distribuzione della dose in profondità è misurata in acqua; nel caso in cui dovesse essere misurata in un fantoccio di plastica occorre convertire tali valori di profondità per ricavare la corrispondente profondità in acqua.

A partire dal concetto di range è possibile introdurre altre due definizioni che non sono altro che due valori particolari di range: il practical range e il residual range.

Il pratical range, indicato di solito con RP, è la profondità in acqua alla quale la dose assorbita oltre il picco di Bragg con o senza modulazione si riduce al 10% del suo valore massimo.

Il residual range, invece, viene indicato con RRES e si ricava direttamente sottraendo al practical range il valore di profondità del punto di normalizzazione zref

refPRES zRR −= (4.1)

Nel caso del progetto CATANA si è scelto come punto di normalizzazione, come già accennato in precedenza la profondità alla quale corrisponde il picco di Bragg nel caso di assenza di modulazione mentre la profondità alla quale si trova il massimo punto della regione modulata nel caso di SOBP.

Nel Codice di Pratica IAEA TRS 398 il residual range è scelto come indice di qualità del fascio Q. Ciò conferisce il vantaggio di utilizzare una grandezza facilmente misurabile.

A differenza per altri tipi di radiazione trattati all’interno del Codice di Pratica, nel caso dei protoni la qualità Q non è una quantità univocamente definita per un particolare fascio, ma è determinata mediante la profondità di riferimento zref scelta come punto di misura.

La distanza tra i punti corrispondenti rispettivamente al 20% e al 80% della dose assorbita lungo l’asse centrale oltre il picco di Bragg in acqua è chiamata distal dose fall-off o anche caduta distale della dose.

Questo è un parametro importante per la valutazione della dose assorbita dai tessuti adiacenti situati al di là della neoplasia. Di conseguenza esistono per tale valore delle tolleranze che devono assolutamente essere rispettate. Per il profilo di dose in profondità senza modulazione la tolleranza deve essere minore di 1.2 mm; mentre per il picco modulato la tolleranza deve essere minore di 1.5 mm. Questi


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valori valgono nel caso di campi piccoli e fasci con energia all’incirca pari a 60 MeV, come quelli utilizzati in sala trattamento CATANA.

La dose in ingresso, o entrance dose, è la quantità di dose assorbita a profondità zero ed è indicata di solito come il livello del plateau, ossia la parte della curva di distribuzione di dose in profondità iniziale in cui si ha un andamento all’incirca costante. Tale caratteristica del fascio è utile per potere valutare il rapporto valore di dose nel picco – valore di dose nel plateau.

Inoltre soltanto per il caso di picco di Bragg non modulato si definisce il parametro FWHM (Full Width at Half Maximum) che rappresenta la larghezza del picco di Bragg a metà altezza.

Nel caso di picco di Bragg modulato, invece, si possono definire inoltre il range adjusting e il SOBP. Il range adjusting è quel parametro che funge da regolatore del range che è direttamente dipendente dal range shifter.

Il termine SOBP, come già precedentemente introdotto, è l’acronimo anglosassone di Spread Out Bragg Peak ed è la quantità ricavata a partire dalla distanza tra i punti prossimali e distali che corrispondino al 95% dell’altezza del picco. Nel caso specifico dei trattamenti oculari il SOBP deve variare in quantità costanti di 1 mm di tessuto equivalente.

4.2.2 Picco di Bragg non modulato La determinazione delle caratteristiche del picco di Bragg non

modulato è di fondamentale importanza sia per la scelta del range shifter che per valutare la stabilità del fascio di radiazioni ed effettuare eventuali controlli su di esso.

Nella Figura 4.2 vengono messe in evidenza le definizioni date precedentemente per la caratterizzazione della curva di distribuzione di dose del picco di Bragg puro senza la modulazione.

Sperimentalmente i dati relativi alla curva di distribuzione della dose in profondità sono ottenuti mediante l’uso combinato di un fotodiodo e di una ruota in PMMA (si veda a tale proposito la Figura 4.3). La ruota è caratterizzata da una serie di spessori diversi e quando viene messa in rotazione tali spessori corrispondono a varie profondità attraversate dal fascio. In questo modo la ruota costituisce il fantoccio e viene simulato il comportamento del fascio all’interno dell’occhio;


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quindi viene misurata, tramite il fotodiodo, la dose assorbita lungo il tessuto oculare alle varie profondità.

Figura 4.2 Curva di distribuzione della dose assorbita in profondità in acqua.

Figura 4.3 Sistema di misura, fotodiodo e ruota in PMMA, della distribuzione della dose assorbita in profondità di tessuto equivalente.


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Bisogna sottolineare che la lettura eseguita con il fotodiodo non ha inizio da profondità nulla poiché il primo spessore, quello più piccolo, della ruota ha luogo ad una profondità di 1.705 mm di acqua. Tuttavia è ragionevole pensare che in questa zona il picco non abbia particolari sconvolgimenti, ma che rispecchi quello che poi sarà il regolare sviluppo della curva.

Il risultato ottenuto tramite il sistema di misurazione della dose mette in evidenza quando già accennato precedentemente. Le caratteristiche della curva di distribuzione confermano che un picco del genere si adatta molto bene ad un uso terapeutico. Il range ricavato è adatto in particolare al trattamento di neoplasie oculari; la caduta distale della dose è abbondantemente dentro i limiti di tolleranza e il rapporto picco-plateau è sufficientemente piccolo per sperare di proteggere, quanto più possibile dalla radiazione, i tessuti antecedenti il tumore. Nella Figura 4.4 si ha una curva sperimentale ottenuta presso la sala trattamento CATANA; nella Tabella 4-1 seguente vengono sottolineati i vari valori dei parametri caratteristici di una tale curva.

Figura 4.4 Curva sperimentale di distribuzione della dose in profondità.


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Un aspetto molto importante è che il paziente non riceverà mai tutta la dose, prestabilita in dipendenza delle caratteristiche del tumore da trattare, in un solo giorno. Di solito questo valore è all’incirca 50 ÷ 60 Gy. Tutto ciò comporta il dover ripetere per ogni singolo paziente il trattamento in giorni differenti (di solito all’interno di CATANA sono quattro giorni successivi), mantenendo condizioni operative molto simili a quelle verificatesi durante il primo giorno di trattamento.

Il controllo sulle condizioni operative viene attuato ovviamente attraverso un controllo sui singoli parametri caratteristici della curva di dose. Infatti potrebbe capitare che cambino anche alcune caratteristiche fisiche dell’occhio da trattare. Un esempio di quanto appena detto può essere dato da un’eventuale variazione dello spessore delle palpebre avvenuta in seguito alla fase iniziale chirurgica del trattamento.

Parametro

Valore

range 30.270 mm eye tissue practical range 31.137 mm eye tissue

distal dose fall-off 0.582 mm eye tissue FWHM 2.972 mm eye tissue

peak- plateau 4.47 entrance dose 22.359 %

Tabella 4-1 Parametri caratteristici sperimentali del picco di Bragg puro ottenuti dalla curva di Figura 4.4.

Mantenere l’andamento nel tempo del picco di Bragg entro certi intervalli di tolleranza ritenuti accettabili rappresenta un indice importante, in quanto alcune delle caratteristiche del picco modulato, usato per la protonterapia, derivano proprio da esso.

4.2.3 Picco di Bragg modulato La curva caratteristica della distribuzione di dose in profondità,

nella quale è presente il cosiddetto picco di Bragg, è solitamente il punto di partenza dal quale ha origine l’andamento modulato. Ciò è dovuto al fatto che lo spessore del bersaglio tumorale, talvolta purtroppo, è relativamente grande e, pertanto, il range del fascio deve essere opportunamente adattato a tali dimensioni. Modulare significa utilizzare oggetti assorbitori, di solito in PMMA, di spessore diverso e rotanti, che vengono disposti sul fascio in modo tale che l’effetto complessivo sia


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sommare i vari picchi di Bragg puri ad essi corrispondenti. Tale somma si traduce in un unico picco allargato, il cosiddetto SOBP.

Figura 4.5 Andamento della distribuzione di dose in profondità e definizione della regione di modulazione.

La modulazione, come accennato precedentemente, è ottenuta con il modulatore di range ed è pertanto definita passiva. Tale metodo è quello utilizzato da moltissimi centri operativi ed è anche quello che viene realizzato all’interno della sala trattamento di CATANA.

Tuttavia esiste un altro metodo, definito stavolta attivo, in cui il SOBP e realizzato attraverso l’uso di fasci di radiazioni ad energia controllabile, ovvero regolabile. In tale modalità non solo viene variato il profilo di dose in profondità, quello cosiddetto longitudinale, ma anche quello di dose trasversale o laterale, ossia il profilo ottenuto sul piano xy dell’immaginario sistema di assi coordinati precedentemente definito nel capitolo 3.

Le misure ottenute in laboratorio sono state eseguite, anche in questo caso, con il fotodiodo montato sul fantoccio di PMMA il cui segnale, trasferito a una scheda del computer, viene elaborato da un adeguato software in dotazione ai LNS.


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Figura 4.6 Confronto fra due distribuzioni di dose modulate ottenute con due diverse configurazioni ai LNS.

Parametro Configurazione 1 (curva blu)

Configurazione 2 (curva rossa)

range 10.887 mm eye tissue 18.868 mm eye tissue practical range 11.917 mm eye tissue 19.775 mm eye tissue

distal dose fall-off 0.676 mm eye tissue 0.619 mm eye tissue BP modulation 10.675 mm eye tissue 18.777 mm eye tissue

Tabella 4-2 Confronto fra le due configurazioni range shifter - modulatore sperimentali possibili di Figura 4.6.

La regione di modulazione e il range, come più volte specificato, vanno adattati alle diverse esigenze di ogni singolo paziente. Molto raramente si sono presentati casi in cui si è avuta la possibilità di usufruire della stessa configurazione range shifter – modulatore per due o più pazienti trattati. Dalla Figura 4.6 si può vedere di quanto possono variare due distribuzioni di dose relative a due generici pazienti.


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Nella Tabella 4-2 vengono messi in evidenza le caratteristiche delle due configurazioni. La curva in rosso presenta una regione di modulazione, un range ed un RP superiori rispetto a quelli della distribuzione in blu; è quindi adatta per una neoplasia più estesa e più profonda. Inoltre il valore di caduta distale è all’incirca simile per le due curve.

Figura 4.7 Confronto tra due risultati diversi della stessa configurazione di trattamento range shifter - modulatore.

In fase di trattamento del paziente occorre determinare il più idoneo accoppiamento range shifter - modualtore che meglio si adatti ai dati ottenuti dall’algoritmo di simulazione. Naturalmente, non è detto che la scelta avvenga in maniera immediata, ma è necessario analizzare i dati ottenuti da più accoppiamenti per una valutazione più accurata, scegliendo quello che meglio si adatta alle esigenze di cura.

Durante questa fase può capitare che l’intensità di corrente data dal ciclotrone superconduttore non sia adeguatamente alta, allora le misure eseguite col fotodiodo saranno maggiormente influenzate da fluttuazioni statistiche dovute alla presenza di un fondo, non permettendo quindi un’adeguata misura delle caratteristiche del picco


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modulato. Questo è il caso della curva in rosso della Figura 4.7, nella quale l’intensità di corrente è risultata differire di un fattore 4 rispetto alla curva in blu.

Dalla Tabella 4-3 si osserva che è relativamente facile individuare le sostanziali differenze tra le due curve di distribuzione di dose di tipo SOBP di Figura 4.7. Queste riguardano sopratutto il range del fascio e la modulazione. Tutto ciò permette di evidenziare ancora una volta lo stesso concetto espresso precedentemente: la curva in blu meglio si adatta alla terapia poiché le fluttuazioni statistiche sono contenute entro all’incirca il 5%.

Parametro SOBP 1 (curva blu)

SOBP 2 (curva rossa)

range 18.834 mm eye tissue 19.299 mm eye tissue practical range 21.062 mm eye tissue 19.792 mm eye tissue

distal dose fall-off 0.586 mm eye tissue 0.951 mm eye tissue BP modulation 18.776 mm eye tissue 19.160 mm eye tissue

Tabella 4-3 Confronto delle proprietà delle due distribuzioni di dose SOBP di Figura 4.7.

Il problema delle fluttuazioni statistiche potrebbe in parte essere superato con l’adattamento al picco di Bragg modulato di una funzione di smoothing, attraverso ad esempio il metodo di Savitzky-Golay. Tuttavia per caratterizzare una funzione di smoothing è importante eseguire un’analisi matematica approfondita che si adatti in modo ottimale agli scopi che si vogliono raggiungere.

4.2.4 Punto di normalizzazione Il punto di normalizzazione rappresenta, nel caso di picchi di

Bragg modulati e non, il valore di profondità a cui corrisponde un determinato livello di distribuzione di dose assorbita. Si è già accennato come tale valore è stato scelto nelle curve di distribuzione. Ovviamente la scelta caratterizza le proprietà del picco soprattutto per quanto riguarda il caso del SOBP e deve essere eseguita in modo da non perturbare l’uniformità longitudinale della dose.

La valutazione di tale punto sta nel trovare il giusto accordo tra la regione di modulazione, la cui estensione proviene dalla simulazione, e la massima dose percentuale che verrà impartita al paziente; quest’ultimo valore deve essere contenuto entro l’intervallo del 5%, che rappresenta la tolleranza prevista dal protocollo vigente. Infatti la camera


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a ionizzazione utilizzata, per mezzo della quale si effettua la dosimetria, ossia si determina la dose assoluta assorbita dal paziente durante ciascuna sessione di trattamento, viene situata proprio alla profondità del punto di normalizzazione.

La seguente Tabella 4-4 permette di evidenziare l’influenza della variazione del punto di normalizzazione sui parametri del picco modulato.

Parametro

SOBP 1 SOBP 2

zref 5.2088 mm eye tissue 6.5802 mm eye tissue maximal dose 104.3647 % 105.5114 %

modulation region 17.7802 mm eye tissue 20.6183 mm eye tissue range 26.4469 mm eye tissue 26.4765 mm eye tissue

practical range 28.8593 mm eye tissue 28.8593 mm eye tissue distal dose fall-off 0.6571 mm eye tissue 0.6476 mm eye tissue

Tabella 4-4 Influenza del punto di normalizzazione sui parametri di una curva SOBP.

Come si nota, una leggera variazione del punto di normalizzazione ha variato sensibilmente la regione di modulazione, e ha influenzato pure la misura della massima dose percentuale portando, nel secondo caso, tale valore oltre la tolleranza del 105% che è la massima accettabile. Attraverso l’implementazione di uno specifico algoritmo e fissando la profondità del punto da normalizzare sulla curva SOBP vengono calcolati automaticamente i valori delle quantità che caratterizzano le curve di distribuzione. La memorizzazione di tali dati permette di ripetere la procedura e di confrontarne i risultati offrendo così la possibilità di optare per il profilo che meglio si adatta alle esigenze del trattamento.

4.3 I profili di dose Le neoplasie di tipo oculare presentano anche un volume di

alcuni cm3. Poiché l’estensione della massa tumorale è tridimensionale diventa necessario allargare il fascio di adroni in modo tale che esso copra una zona adeguatamente ampia non solo in profondità, ma anche in direzione trasversale. La direzione trasversale rispetto alla linea di rilascio del fascio coincide con il piano xy dell’immaginario sistema di riferimento precedentemente assegnato ([4] e [5]).


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Allo scopo di allargare il fascio, si utilizza, come già detto nel capitolo 3, la tecnica del doppio diffusore che consente di avere una migliore uniformità di distribuzione dei protoni sul piano xy; ciò permette di ridurre decisamente entrambi gli spessori dei componenti di tantalio con un certo risparmio energetico rispetto alla tecnica che utilizza un singolo diffusore.

Le misure effettuate in laboratorio sono state eseguite in aria con un diodo a scansione denominato X/Y Scanner. Pur non rappresentando il metodo con la migliore risoluzione possibile, in quanto sono necessari dei film radiografici e radio – cromici, esso è sicuramente una procedura molto veloce. Infatti l’uso delle pellicole consente di capire in tempi abbastanza brevi la configurazione del sistema e le migliorie che occorre apportare per ottimizzarlo.

Ad esempio uno dei problemi che si presentano con una frequenza elevata è il non perfetto centraggio del fascio all’interno della linea di rilascio; ciò è dovuto sostanzialmente alle caratteristiche del ciclotrone superconduttore e agli organi di focalizzazione del fascio. Tale situazione rappresenta sicuramente una condizione non desiderata, in quanto un fascio di radiazione centrato e simmetrico conferisce omogeneità e uniformità al profilo di dose; essa si presenta ogni volta che vengono preparati i piani di trattamento. Lo scopo è dunque adeguare le caratteristiche del fascio, e quindi dell’acceleratore alle necessità dello specifico trattamento.

4.3.1 Definizioni I profili di dose vengono effettuati su piani ortogonali all’asse del

fascio nella posizione dell’isocentro a una determinata profondità in acqua o tessuto equivalente. Anche la scansione si deve eseguire alla posizione di trattamento dell’occhio. Così come accade nel caso delle curve di distribuzione di dose longitudinale, occorre dare alcune definizioni riguardo le proprietà dei profili di dose.

La prima quantità è chiamata campo di radiazione. Il campo di radiazione è definito come la distanza tra i due punti corrispondenti alla dose al 50% sugli assi principali del fascio; il valore della dose sull’asse centrale del fascio è impostato al 100%. Questa quantità permette di valutare le dimensioni del fascio di protoni. Di solito viene indicato con il simbolo W50%.


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La penombra laterale è la distanza tra i punti di dose tra l’80% e il 20% sui profili lungo gli assi principali. Si tratta di una grandezza che permette di effettuare un’analisi analoga a quella derivante dalla caduta distale di dose nel caso di distribuzione in profondità. Infatti la penombra laterale permette di valutare la dose impartita ai tessuti sani adiacenti il tumore.

Di conseguenza anche in questo caso occorre stabilire degli intervalli all’interno dei quali si deve trovare il valore della penombra laterale. Nel caso di fascio non modulato la penombra laterale deve essere necessariamente inferiore a 1 mm; mentre per un fascio modulato tale limite è fissato a 1.50 mm. Le tolleranze stabilite sono valide nel caso di campi piccoli e di trattamenti oculari con un fascio incidente avente energia all’incirca di 60 MeV.

Un parametro correlato con la geometria del fascio è la simmetria del fascio. Per essa è possibile dare due definizioni analitiche. La prima, viene indicata con Sr e riguarda il rapporto tra due aeree. Tali aeree sono quelle che si vengono a formare quando si considera il segmento coincidente con l’asse centrale del profilo (X=Y=0) e i due valori delle ascisse che corrispondono al 50% della dose relativa.

200×

+−

=rl

rlr aa

aaS (4.2)

dove al e ar sono rispettivamente l’area alla sinistra e l’area alla destra dell’asse centrale.

L’altra definizione riguarda invece il valore massimo di un rapporto tra dosi. Tale rapporto, in percentuale, è valutato per le ascisse situate all’interno della maggiore tra due regioni TR1 e TR2. L’area TR1 è la regione centrale di larghezza pari all’80% delle dimensioni del campo (W50%), mentre quella TR2 è la regione interna pari a due volte la larghezza della penombra al punto del 50%.

( )( )

×

−

= 100maxxD

xDST (4.3)

Le tolleranze sulla simmetria impongono le due condizioni:


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%3≤rS (4.4) %103≤TS (4.5)

Il parametro che tiene in considerazione l’omogeneità del fascio è il beam flatness o piattezza del fascio. Il suo valore può essere determinato secondo due modalità. Il primo metodo utilizza un rapporto tra due percentuali della stessa area del campo.

areaareaH

%50%90

= (4.6)

Figura 4.8 Distribuzione laterale di dose (piano XY).

Il secondo approccio considera un rapporto tra dosi, tenendo conto delle regioni definite per l’espressione della simmetria ST.

100%

minmax

minmax ×+−

=PPPPRT (4.7)


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ove Pmax e Pmin sono la massima e la minima dose dentro la regione definita per la simmetria ST (massimo e minimo vanno riferiti al valore della dose all’asse centrale che è impostato, come già detto al 100%).

Le tolleranze sulla simmetria impongono le due condizioni:

90.0≤H (4.8) %3% ≤TR (4.9)

La simmetria, chiaramente, non è l’unica proprietà che garantisce una perfetta irradiazione della neoformazione; infatti la sola simmetria non assicura un profilo adatto al trattamento. Alla simmetria va sempre legata la piattezza del fascio tale da garantire una irradiazione uniforme del bersaglio.

In modo simile a quanto accade per le curve di distribuzione di dose in profondità, le distribuzioni laterali di dose sono soggette a instabilità e quindi a variazione dei parametri che le caratterizzano. Si possono registrare valori che superano le tolleranze fissate. Di conseguenza anche per tale distribuzione sono previsti dei controlli durante ogni sessione di trattamento.

I profili di dose sono aggiustati in modo ottimale, per la particolare neoplasia da trattare, con il collimatore appositamente realizzato per ogni singolo paziente.

CAPITOLO 5 PROCEDURE DI TRATTAMENTO

5 PROCEDURE DI TRATTAMENTO 5.1 Introduzione

La procedura di trattamento rappresenta la fase più critica dell’intervento. Un’errata esecuzione, anche di una sola, delle fasi previste durante l’intervento comporterebbe con elevata probabilità il verificarsi di un trattamento radioterapeutico inefficace. Quindi occorre che ogni azione sia sempre effettuata con attenzione da parte del gruppo di medici, radioterapisti, fisici sanitari e di tutti coloro i quali svolgono una certa attività durante le sedute di trattamento.

Il piano di trattamento è composto da una serie di operazioni sequenziali che hanno inizio con la preparazione del paziente e finiscono con l’irraggiamento della massa tumorale all’interno dell’occhio del paziente [6].

Occorre sottolineare che le varie operazioni eseguite, che vengono di seguito menzionate, sono relative al caso in cui il paziente sia affetto da melanoma uveale. Il motivo di tale scelta è dovuto al fatto che il melanoma uveale, statisticamente, è la patologia più frequente tra i pazienti che ogni anno vengono sottoposti ad intervento adroterapico. Di solito questa forma di neoplasia si trova localizzata nella parte posteriore dell’occhio all’interno della sclera; quindi è previsto che vengano applicate chirurgicamente un determinato numero di clip, di materiale opportuno, attorno ad esso allo scopo di definirne in maniera precisa i contorni.

Il melanoma oculare non è radiopaco, ovvero non è distinguibile dal fondo dell’occhio in una immagine radiografica. Per risolvere questo problema, durante l’operazione chirurgica preparatoria, il gruppo di oftalmologi applica le clip di tantalio nella sclera. Esse marcheranno il bordo del tumore ed essendo radiopache renderanno ben visibile il bordo della lesione attraverso le tradizionali tecniche radiografiche effettuate nelle fasi successive.

Dunque la fase preparatoria del paziente, affetto da melanoma uveale, è caratterizzata da un iniziale intervento chirurgico per l’applicazione delle clip. Diversamente, nel caso in cui invece si presentano pazienti affetti da altre tipologie di tumori oculari, non è necessaria per essi la fase chirurgica.


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All’eventuale fase chirurgica seguono delle operazioni mirate sempre alla preparazione del paziente. Queste azioni sono di fondamentale importanza perché consentono di ottenere quei dati necessari per il corretto funzionamento del software di simulazione utilizzato.

Tale software permette di ricavare quelle informazioni utili per una corretta scelta della configurazione range shifter-modulatore da utilizzare. La scelta di tale accoppiamento viene seguita dall’operazione di calibrazione del fascio in termini di dose assorbita su unità monitor (cGy/MU). Il processo appena descritto ha termine con l’irradiazione dell’occhio del paziente.

Figura 5.1 Esempio di clip di tantalio impiantata e sue dimensioni.

5.2 Definizioni delle caratteristiche del tumore Le operazioni pertinenti al gruppo di oftalmologi hanno lo scopo

di delineare in maniera univoca ed oggettiva il modello tridimensionale del tumore e la posizione dello stesso all’interno dell’occhio.

Poiché le caratteristiche peculiari desiderate durante questa fase sono la precisione e l’accuratezza delle misure, a tali generiche informazioni se ne aggiungono altre più specifiche, sempre di natura


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geometrica, relative alle distanze tra le varie strutture che costituiscono l’occhio e il tumore. Tra questi vi sono la distanza disco ottico – tumore, la distanza macula – tumore e la distanza limbo – tumore.

Figura 5.2 Il sistema per l’immobilizzazione del paziente.

Anche i parametri anatomici dell’occhio del paziente sono necessari. Quindi sono fornite le informazioni ad esempio sulla lunghezza assiale, sul diametro trasversale e sugli spessori degli strati, sulla distanza tra la cornea e il cristallino e sul diametro del limbo.

A questi dati si aggiungono inoltre quelli pertinenti all’intervento chirurgico. Quindi si ha a disposizione la misura della distanza delle singole clip dal limbo, della distanza tra le clip stesse, della distanza tra ogni clip e il tumore. A partire dalle dimensioni della neoplasia oculare si sceglie il numero ottimale delle clip.

Per ottenere le varie misure il gruppo di oftalmologi si avvale di vari strumenti di diagnostica. Si eseguono ecografie, fluorangiografie retiniche e fotografie grandangolari del fondo.


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5.3 Fase di simulazione Dopo la fase chirurgica, la procedura di simulazione ha inizio

all’interno della sala di trattamento. Qui il paziente è immobilizzato sulla sedia mediante l’utilizzo di un particolare sistema, costruito appositamente all’interno della sala CATANA. Viene così evitato qualsiasi tipo di movimento soprattutto della parte superiore del corpo del paziente, dal bacino fino alla testa. Nello specifico la testa è resa immobile per mezzo di una maschera termoplastica e di un oggetto che il paziente deve mordere (il bite block).

La sedia sulla quale si trova il paziente è gestita attraverso un sistema di attuatori di movimento. Un apparato di controllo composto da un calcolatore riceve determinate informazioni sulle caratteristiche fisiche del paziente e in particolare sul modello tridimensionale dell’occhio, del tumore e, se sono state installate nella fase chirurgia, della posizione delle clip. Tali dati sono elaborati e in uscita viene ricavato l’informazione su come attuare la sedia, in modo tale da farle assumere una determinata direzione e un determinato orientamento nello spazio tridimensionale. EYEPLAN

L’algoritmo secondo il quale vengono elaborate le varie informazioni è implementato dal software EYEPLAN.

EYEPLAN inizialmente fu sviluppato al Massachusetts General Hospital per la terapia dei tumori oculari usando fasci di protoni oppure placchette radioattive. In seguito l’applicativo fu aggiornato con nuove funzionalità e migliorato al Paul Scherrer Institute e a Clatterbridge soprattutto per quanto concerne la modellizzazione delle palpebre.

Tale programma, come detto, serve sia a creare un modello dell’occhio del paziente che uno schema delle dimensioni e della localizzazione del tumore; inoltre permette di verificare i limiti dell’occhio e, caratteristica fondamentale, di ottimizzare il piano di trattamento personalizzandolo.

La posizione all’interno della sclera delle clip in tantalio localizza geograficamente il tumore sulla superficie della coroide, sfruttando le misure ottenute durante la fase dell’intervento chirurgico. Le dimensioni di base e forma del tumore sono dedotte dalle fotografie cliniche del fondo dell’occhio, dal modello clinico ricostruito virtualmente e dall’ecografia.

La bontà del piano di trattamento dipende sia dalla qualità delle misure cliniche eseguite che dalle misure fisiche effettuate. Un modello


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non corretto causerà un’errata irradiazione dei tessuti sani dell’occhio e/o degli organi adiacenti critici presenti.

Le informazioni ottenute, una volta eseguita tale fase di simulazione, sono ovviamente specifiche per ogni paziente e riguardano la posizione della luce da fissare durante l’irraggiamento, la forma del collimatore da utilizzare, la modulazione da impiegare, il range da ottenere, il calcolo delle curve di isodose e quello degli istogrammi dose-volume.

Occorre precisare che le misure eseguite durante la fase chirurgica sono in seguito effettuate una seconda volta, allo scopo di verificarne l’attendibilità e di vedere che le condizioni di stato del tumore non siano cambiate.

Attraverso un sistema di acquisizione digitale (DAS) di immagini, sono realizzate due radiografie, in direzione assiale e laterale rispetto al fascio di adroni incidente. Il DAS è costituito da due tubi ortogonali a raggi X Philips Practix 33, due pannelli piani Hamamatsu mod. C7921 CA02 e un calcolatore.

5.3.1 Confronto tra dati sperimentali e simulati I risultati della simulazione per la determinazione del piano di

trattamento, per quanto riguarda la preparazione della terapia dal punto di vista dosimetrico, si possono essenzialmente riassumere in due parametri:

1. il range programmato, che dà informazioni sulla massima profondità alla quale si trova il tumore e che verrà indicato con il simbolo zf;

2. la modulazione programmata, che indica l’estensione della massa del tumore.

Dal punto vista analitico, la differenza tra queste due misure, ottenute dall’algoritmo di simulazione, rappresenta il punto lungo l’asse z, dunque la profondità, dove ha inizio la neoplasia. Indichiamo tale dato con z0. Il valore di questo punto potrebbe risultare anche nullo se si considerasse il picco totalmente modulato.

Il valore dello spessore del parallelepipedo di PMMA di cui è formato il range shifter è ricavato dalla differenza tra il valore del range sperimentale del fascio della sala trattamento e il valore di range ottenuto dall’algoritmo. A partire da questo valore, successivamente, occorre scegliere un’adeguata configurazione range shifter – modulatore. La


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soluzione migliore non è immediata; ciononostante non esistono infinite combinazioni possibili, in quanto bisogna utilizzare soltanto un numero finito di pezzi sia per il modulatore che per il range shifter presenti nella sala.

Figura 5.3 Misure ottenute dall’algoritmo di simulazione di EYEPLAN.

Dal confronto tra i valori, per quanto riguarda range e modulazione, ottenuti sperimentalmente e mediante simulazione, si nota una discrepanza. A primo impatto ciò potrebbe sembrare un problema perché potrebbe comportare delle conseguenze negative dal punto di vista del trattamento e quindi una nuova esecuzione delle fasi precedenti. Tuttavia si possono opportunamente introdurre degli intervalli di tolleranza, entro i quali la differenza tra valori previsti dal calcolatore e quelli misurati, è ritenuta accettabile.

Per quanto concerne il range sono ritenuti ammissibili quei valori con un’incertezza di ±0.2 mm di tessuto equivalente. Per la modulazione, invece l’intervallo di incertezza deve essere compreso tra +1 mm e -0.2 mm di tessuto equivalente. Quindi in questo caso viene maggiormente tollerata l’irradiazione della parte antecedente il tumore. Questo è dovuto all’assenza in tale regione di unità biologiche particolarmente radiosensibili.


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La fase successiva, a quella nella quale si deve scegliere la corretta combinazione range shifter – modulatore, è caratterizzata dalle operazioni di misura relative al fascio modulato. Si adopera come strumento di misura la ruota di PMMA assieme al fotodiodo montato su di essa.

Figura 5.4 Ruota di PMMA con fotodiodo incorporato.

Considerando uno studio statistico eseguito sui dati relativi al valore sperimentale, a quello simulato e alla loro differenza, è possibile valutare la bontà del modello matematico utilizzato durante la simulazione e la precisione dell’algoritmo implementato per mezzo del software EYEPLAN.

Per quanto concerne i dati relativi ai range shifter, è possibile vedere che il valore del range è rientrato, per ogni singolo paziente, sempre nella tolleranza desiderata. Il motivo di ciò è dovuto in parte alla bravura di tutti coloro i quali si occupano dell’esecuzione delle operazioni nella fase precedente, e in parte al fatto che nella sala trattamento si può avere a disposizione una vasta gamma di range shifter con diversi spessori di PMMA. L’accuratezza nella determinazione del range è risultata dell’ordine del millimetro.


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Nel caso della scelta dei vari modulatori, i risultati ottenuti sono andati oltre i valori di tolleranza prevista. La ragione di questi valori indesiderati è da ricercare ancora una volta nel numero di pezzi a disposizione del personale tecnico della sala CATANA: sono presenti soltanto 5 diversi modulatori. Una possibile attività futura del laboratorio potrebbe essere la progettazione di altri diversi modulatori per assicurare la produzione di picchi di Bragg modulati di differenti ampiezze.

Infine occorre precisare che i valori della modulazione misurati, pur avendo superato tale tolleranza, hanno riscontrato un parere medico positivo all’attuazione della terapia, in base allo studio clinico della particolare patologia da trattare.

5.4 Calibrazione In questa fase si calcola il fattore di calibrazione, che permette di

passare al valore della dose in termini assoluti all’effettivo punto di misura. Dunque dal punto di vista dosimetrico tale parametro consente di controllare il valore di dose da erogare al paziente durante ogni seduta di trattamento. La calibrazione dose assorbita – unità monitor viene espressa in cGy/MU ed è personale, ossia viene eseguita per ogni seduta di trattamento e per ogni singolo paziente.

Poiché durante le sedute di protonterapia il valore del fattore di calibrazione è soggetto a piccole variazioni, esso viene determinato negli istanti di tempo che precedono ogni singolo trattamento. Inoltre il calcolo viene compiuto da un opportuno software a disposizione nella sala di controllo.

5.4.1 Programma di calibrazione Il software implementato per la determinazione del fattore di

calibrazione necessita di una serie di dati allo scopo di eseguire il calcolo in maniera corretta. É possibile riassumere brevemente queste informazioni:

- nome del paziente; - condizioni di trattamento (combinazione range shifter-

modulatore); - tipo di fascio utilizzato (modulato, non modulato); - fantoccio utilizzato (acqua o PMMA); - camera a ionizzazione utilizzata con il relativo voltaggio; - tipo di elettrometro utilizzato per misurare la carica raccolta.


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A questi dati vanno aggiunti quelli relativi alle misure realizzate sul picco modulato durante la preparazione del piano di trattamento, quali:

- Practical Range RP [mm acqua-equivalenti ]; - profondità del punto di normalizzazione zref [mm]; - qualità del fascio in termini di RRES [mm]; - collimatore usato durante la calibrazione (sezione in [mm]); - fattori ambientali della sala CATANA: pressione ([mbar]),

temperatura ([ oC]), umidità ([%]). Secondo quanto scritto sul protocollo di riferimento IAEA TRS

398 (a tale proposito si veda anche l’appendice B), la dose assorbita in acqua alla profondità zref, che corrisponde al punto di normalizzazione scelto, per un fascio di protoni di qualità Q e in assenza di camera a ionizzazione è data dalla relazione:

00 ,,,, QQQwDQQw kNMD = (5.1)

Nel nostro caso l’incognita è 0,, QwDN , ossia il fattore di calibrazione,

mentre invece le altre quantità si possono ricavare da dati noti. Il valore del

0,QQk , il fattore di correzione per la qualità del fascio Q diversa da quella di riferimento Q0, si ricava dalla relazione (B.5). Una volta che è stato fissato il valore del RRES viene automaticamente calcolata e visualizzata la quantità (Sw,air)Q, che esprime il valore del rapporto dei poteri frenanti massici acqua – aria dei protoni di qualità Q (si veda anche l’equazione (B.6)).

A questo punto si considerano le camere monitor, ovvero le camere a ionizzazione che fanno parte degli elementi costituenti la linea di trattamento, usate per misurare il numero di unità monitor al passaggio del fascio di protoni.

L’unità monitor (MU) fornisce una misura della fluenza di particelle del fascio. Ogni camera con il rispettivo circuito emette un segnale ogni volta che viene raccolta, agli elettrodi, una carica di 100 pC: tale quantità corrisponde ad una unità monitor. Dopo avere inserito i dati nel programma di calibrazione, una camera MARKUS, il dosimetro assoluto utilizzato, viene riposta in un fantoccio di PMMA aggiungendo eventualmente dinanzi alla stessa degli spessori, ancora in PMMA, per riprodurre le esatte condizioni del particolare trattamento da eseguire.


60

L’apparato di misura così realizzato viene posto nel punto di misura coincidente con il punto di normalizzazione scelto. Una volta stabilito un valore arbitrario di MU, ad esempio 5000 MU, viene emesso il fascio di protoni e contemporaneamente le camere monitor cominciano a contare il numero di MU. Quando una delle due camere monitor raggiunge il valore fissato di MU, viene automaticamente azionata una valvola per interrompere il flusso di protoni. In questo preciso istante viene letta la quantità di carica raccolta agli elettrodi dall’elettrometro, collegato alla camera MARKUS.

La procedura va ripetuta più volte (di solito cinque volte), analizzando così il comportamento della carica raccolta. I dati ottenuti dalla lettura dell’elettrometro costituiscono la risposta della MARKUS M(C); il loro valore medio costituisce un ulteriore dato in ingresso al programma di calibrazione e permette di calcolare la carica opportunamente corretta coi fattori di temperatura, pressione, polarità e ricombinazione (si veda l’equazione (B.2)).

In questo modo, come previsto dal protocollo dosimetrico, il software calcola la dose assorbita all’effettivo punto di misura e fornisce in uscita il fattore di calibrazione cercato in [cGy/MU].

Tale procedura computerizzata viene eseguita, per un ulteriore controllo, contemporaneamente dall’operatore, su un idoneo foglio di lavoro, verificando così la bontà dei dati forniti dal sistema automatizzato.

5.4.2 Stabilità del fattore di calibrazione Poiché la dose totale viene frazionata in più giorni, occorre che le

varie operazione della calibrazione vengano ripetute negli istanti precedenti l’irraggiamento del paziente. Infatti il fattore di calibrazione è soggetto a variazioni e quindi deve essere monitorato.

Un’analisi statistica viene effettuata su tale parametro. Dai dati sperimentali raccolti durante i vari giorni di trattamento per ciascuno paziente, è stato possibile constatare che le variazioni non superano mai il 3%. Di conseguenza si ha la possibilità di ottenere una buona stabilità, riproducendo quotidianamente situazioni simili per lo specifico trattamento e per ogni paziente.


61

5.5 Irraggiamento del paziente La determinazione della dose cosiddetta assoluta, che deve essere

inviata ad un determinato paziente, viene calcolata attraverso un opportuno algoritmo. A partire dalla quantità prestabilita di dose in [cGy] da erogare al paziente, l’algoritmo fornisce il numero di MU che dovranno essere erogate durante la singola seduta di trattamento. Ovviamente viene tenuto in considerazione tutto quello che è stato in precedenza calcolato, come ad esempio i parametri di calibrazione.

Il software implementato viene eseguito contemporaneamente all’azione dell’irraggiamento del paziente. In questo modo è lo stesso programma ad interrompere il fascio di protoni non appena viene raggiunta la quantità di MU desiderata.

Solitamente la durata di ogni trattamento in una singola sessione varia da 30 a 60 secondi. I giorni, e quindi le sedute di trattamento, sono quattro. Nel caso di protonterapia per ogni sessione l’occhio riceve una dose assorbita pari a 15 Gy: complessivamente vengono rilasciati 60 Gy; un RBE costante di 1.1 viene applicato sul SOBP.

Durante l’irraggiamento viene monitorato l’occhio del paziente all’interno della sala mediante l’utilizzo di una videocamera. Infatti l’occhio, negli istanti di tempo del trattamento, deve necessariamente restare immobile il più possibile. É considerata anche la possibilità che l’occhio viene mosso accidentalmente: l’operatore impedirà la continuazione del trattamento interrompendo manualmente il fascio.

CAPITOLO 6 CONCLUSIONI

6 CONCLUSIONI 6.1 I risultati clinici statistici

I tumori oculari, dei pazienti finora trattati all’interno della sala CATANA, sono stati di svariate tipologie, dimensioni, forme e di differenti livelli di gravità. La maggioranza dei pazienti proviene dal Sud Italia, anche se non mancano pazienti del Nord Italia e stranieri.

La patologia più frequente è il melanoma uveale, corrispondente all’insieme costituito dal corpo ciliare, dall’iride e dalla coroide. Questa neoplasia ha un’incidenza in Italia di circa 4 ÷ 7 nuovi casi su 1.000.000 abitanti all’anno e colpisce soprattutto soggetti fra i 50 ed i 60 anni. Nella Tabella 6-1 è possibile riassumere questi dati statistici.

Tumore oculare Numero di pazieni trattati

Melanoma uveale 192

Melanoma della congiuntiva 7

Rabdomiosarcoma della congiuntiva 1

Linfoma della congiuntiva 3

Papilloma della congiuntiva 1

Carcinoma delle palpebre 10

Carcinoma delle ghiandole lacrimali 1

Metastasi della coroide 3 Tabella 6-1 Numero di pazienti trattati e tumori oculari fino al 2011.

Altre neoplasie oculari oggetto di trattamento radiante con fasci di protoni sono il carcinoma palpebrale, il linfoma congiuntivale, le metastasi uveali e retiniche causate da varie neoplasie (carcinoma mammario e polmonare in primo luogo), ma anche lesioni abbastanza rare come il melanoma congiuntivale ed i sarcomi orbitari. Sono inoltre riportate esperienze relative al trattamento di lesioni benigne rare come il papilloma congiuntivale.

La protonterapia permette per la gran parte di queste malattie non solo la preservazione del globo oculare, ma anche il mantenimento di


64

una buona funzione visiva, se già non inficiata al momento del trattamento stesso. L’obiettivo del trattamento è quindi non solo la cura della malattia tumorale, ma anche quello di garantire al paziente una buona qualità di vita.

Lo spessore del tumore è ridotto nel 73% dei pazienti, mentre nel 21% si nota un aumento della massa tumorale; 8 pazienti sono stati enucleati per la tossicità indotta dalle radiazioni, ma soltanto 4 di loro presentavano una ricomparsa del tumore.

Circa il 70% dei tumori trattati sono posizionati nelle regioni adiacenti al disco ottico o alla macula. L’utilizzo della protonterapia permette il controllo locale della malattia in oltre il 95% dei pazienti, evitando ad oltre il 90% di essi l’enucleazione dell’occhio. I risultati sono in accordo con quelli riportati in letteratura, per quanto riguarda il trattamento del melanoma uveale mediante adroni.

Le valutazioni statistiche vengono condotte non solo subito dopo il trattamento radioterapico, ma anche nei messi successivi: periodicamente il gruppo di operatori di CATANA effettua dei controlli, denominati follow-up, al fine di verificare l’evoluzione del tumore anche dopo l’intervento radioterapico. Tale attività permette di monitorare i pazienti nel lungo periodo e di conseguenza di ricavare gli andamenti circa le dinamiche dello sviluppo/controllo dei vari tumori.

Durante tali visite di controllo si sono accertati sperimentalmente anche gli effetti negativi delle radiazioni ionizzanti. Ad esempio il 35% dei pazienti ha subito il distacco della retina; diverse patologie della retina sono sorte nel 22% dei pazienti; si sono riscontrate metastasi in 35 pazienti dopo un tempo medio di 23 mesi dal trattamento.

Il gruppo, che si occupa della progettazione e della manutenzione della linea di rilascio del fascio, è alle prese continuamente con l’attività mirata al miglioramento delle caratteristiche del sistema CATANA, soprattutto per quanto riguarda gli strumenti necessari per il monitoraggio della qualità del fascio e quelli per la dosimetria. Ad esempio nell’ultimo periodo è stato progettato un nuovo tipo di modulatore. Tale idea è nata dalla volontà di assicurare la produzione di svariati picchi di Bragg modulati, capaci ognuno di adattarsi adeguatamente alle caratteristiche specifiche di un determinato tumore.

Anche se CATANA non dovrebbe essere la risposta clinica per tutti i pazienti italiani affetti da questo tipo di malattia, rappresenta il primo esempio italiano di successo della collaborazione tra fisici


65

nucleari, fisici medici e medici nella lotta contro i tumori con adroni. CATANA rappresenta la prima pietra miliare in Italia attraverso l’uso estensivo di adroterapia nel trattamento del cancro.

BIBLIOGRAFIA

67

BIBLIOGRAFIA [1] M. Pelliccioni, Fondamenti fisici della radioprotezione, Pitagora

Editrice, Bologna, 1993

[2] G.Cuttone, L. Raffaele, S. Lo Nigro, G.A.P. Cirrone, M.G. Sabini, V.Salamone, A. Reibaldi, G.Privitera, C. Spatola, J. Ott, M.L. Rallo, I protoni e la radioterapia delle patologie oculari: Primi Trattamenti Clinici ai LNS, Italia, luglio 2002.

[3] http://www.lns.infn.it/CATANA/CATANA/

[4] Monitoraggio on-line di un fascio di adroni per trattamenti radioterapici, Lecture by P.A.Lojacono at LXXXIX National Congress of the Italian Physics Society (SIF), Parma, Italy September 17-22 2003

[5] On-Line Monitoring of an Hadron Beam for Radiotherapeutic Treatments, Lecture by G.A.P. Cirrone at the IEEE Conference, Portland, Oregon (USA), October 21-24, 2003;

[6] F. Di Rosa, Validazione dosimetria di un Sistema di Piani di Trattamento per protonterapia oculare, Tesi di specializzazione, Catania, 2006.

[7] O. Jackel, Heavy Ion Therapy, Heidelberg, Germania

[8] International Atomic Energy Agency (IAEA), Absorbed Dose Determination in External Beam Radiotherapy - An International Code of Practice for DosimetryBased on Standards of Absorbed Dose to Water, TECHNICAL REPORTS SERIES No. 398. 2000

http://www.lns.infn.it/CATANA/CATANA/�

http://www.lns.infn.it/CATANA/CATANA/documents/pieroSif2003.ppt�

http://www.lns.infn.it/CATANA/CATANA/documents/pieroSif2003.ppt�

http://www.lns.infn.it/CATANA/CATANA/documents/pabloCCDIEEE2003.pdf�

http://www.lns.infn.it/CATANA/CATANA/documents/pabloCCDIEEE2003.pdf�

APPENDICE A

APPENDICE

A ELEMENTI DI DOSIMETRIA A.1 Introduzione

Una radiazione ionizzante che attraversa una porzione di materia interagisce con gli atomi e i nuclei, cedendo parte della propria energia e provocando quindi una variazione dell’equilibrio atomico e molecolare della materia. Il termine stesso ionizzante indica che la cessione dell’energia dalla radiazione avviene attraverso processi di ionizzazione degli elettroni atomici per via diretta o indiretta; classicamente, infatti, le radiazioni ionizzanti sono suddivise a seconda che la ionizzazione indotta nel materiale dipenda dall’interazione con le particelle della radiazione primaria, o per via indiretta, attraverso la formazione di particelle secondarie che ionizzano i materiali. Un esempio tipico di radiazioni indirettamente ionizzanti sono i fotoni o i neutroni, che essendo particelle neutre non interagiscono elettricamente con gli elettroni atomici, ma producono particelle secondarie cariche (elettroni e positroni), attraverso processi stocastici d’interazione (effetto fotoelettrico, Compton, produzione di coppie), che a loro volta causano la ionizzazione del materiale investito dalla radiazione [1].

Il punto chiave dell’interazione della materia con una radiazione ionizzante è la cessione di energia da parte di quest’ultima, che si manifesta in processi di eccitazione e ionizzazione atomica. Nel caso dell’organismo di esseri viventi, la misura di questa energia è molto importante ai fini di quantificare il danno biologico che le radiazioni inducono. La dosimetria (scienza che misura l’energia rilasciata dalla radiazione nella materia) si è sviluppata parallelamente all’incremento dell’uso di radiazioni in molti campi scientifici e non. Attualmente le radiazioni ionizzanti sono usate per applicazioni scientifiche, militari, sanitarie, industriali, agroalimentari, e la diffusione nel mondo del lavoro dell’esposizione a radiazioni ha condotto alla creazione di organi di controllo e monitoraggio, al fine di garantire un corretto utilizzo e una minima esposizione alle radiazioni. La radioprotezione è una scienza

APPENDICE A

70

multidisciplinare, il cui scopo è appunto quello di progettare sistemi normativi e tecnici per garantire la protezione dalle radiazioni ionizzanti.

Uno dei punti principali è quello della limitazione delle dosi assorbite, che può essere esplicato solo attraverso una corretta dosimetria delle radiazioni. Ecco quindi che la dosimetria non riguarda più solo le teorie scientifiche sull’interazione radiazione-materia, ma comprende problematiche pratiche che rendono questo studio particolarmente interessante e importante.

In questa sezione si cercherà di dare un’idea di quali siano i principali problemi che coinvolgono la misura della dose e su quali teorie essa si basa, in particolare la cosiddetta teoria della cavità.

A.2 Definizione delle grandezze dosimetriche

A.2.1 Fluenza di radiazione La fluenza o flusso di radiazione è il rapporto tra il numero di

particelle dN che attraversano una sfera con sezione trasversale avente area dA. Si esprime in m-2.

dAdN

=Φ (A.1)

Da questa definizione si intuisce facilmente come la fluenza sia una quantità indipendente dall’angolo di incidenza delle particelle: viene infatti considerata solo la sezione perpendicolare alla loro direzione.

Poiché in realtà i fasci di fotoni o di particelle cariche sono poli-energetici, ha senso anche definire una spettro di fluenza di radiazione, differenziale in energia, spesso chiamata ΦE.

dEd

EΦ

=Φ (A.2)

e quindi la fluenza si può anche esprimere come la relazione:

∫Φ=Φmax

0

E

EdE (A.3)

APPENDICE A

71

A.2.2 Fluenza o flusso di energia La fluenza di energia è l’energia radiante dE incidente su una

sfera di sezione trasversale dA rispetto alla sezione stessa. Si esprime in J/m2.

dAdE

=Ψ (A.4)

Essa può essere anche calcolata attraverso il flusso di particelle usando la relazione (Errore. Il segnalibro non è definito.). EE

dAdN

Φ==Ψ (A.5)

dove E è l’energia delle particelle incidenti e dN il numero di particelle con energia E.

In modo analogo per la fluenza di radiazione si può definire uno spettro di fluenza di energia (relazione (6)).

EdEd

dEd

EΦ

=Ψ

=Ψ (A.6)

A.2.3 Intensità di fluenza di radiazione e di energia Risulta talvolta utile esprimere la variazione delle grandezze

dosimetriche di fluenza di radiazione e di energia nell’unità di tempo. Si avranno l’intensità di fluenza di radiazione con unità di misura m-2s-1 e l’intensità di fluenza di energia con unità di misura J·m-2·s-1 o W·m-2.

dAdt

Nd 2

=Φ (A.7)

dAdt

Ed 2

=Ψ (A.8)

A.2.4 Esposizione L’esposizione è il rapporto tra il valore assoluto della carica

totale dQ degli ioni di uno stesso segno prodotti in aria, quando tutti gli

APPENDICE A

72

elettroni e positroni liberati o creati dai fotoni in una porzione di aria di massa dm sono completamente fermati in aria, e la massa d’aria dm.

dmdQX = (A.9)

L’unità di misura dell’esposizione è C/kg. Una volta l’unità di misura che veniva utilizzata era il röntgen R, dove 1 R=2.58 10-4 C/kg. L’Esposizione è definita solo per i fotoni e non per particelle cariche.

Spesso si fa ricorso all’intensità di esposizione, quantità di solito espressa in A/kg e spesso come R/s o R/h.

dtdXX = (A.10)

Le misure di esposizione vanno fatte accertando che nel volume d’interesse siano verificate le condizioni di equilibrio delle particelle cariche. Questo però può avvenire solo per fotoni di energia non troppo elevata (< 3 MeV), rendendo questa quantità dosimetrica utilizzabile in un ambito piuttosto limitato. Ciò nonostante il suo utilizzo è largamente diffuso. Essa si può ricavare nella maniera qui di seguito esposta.

Consideriamo la Figura A.1, in cui viene rappresentato un elemento di massa dm=ρ·dV=ρ·da·dx, dove da è l’area del fascio e dx lo spessore del volume d’aria di densità ρ. Supponiamo poi che nel volumetto interagiscano dN fotoni, ciascuno rilasciante una energia dE nel mezzo. In questo caso la carica dQ generata in esso sarà: dQ=e·dN·dE/w, con w l’energia media spesa per ionizzare una molecola d’aria. A questo punto possiamo sostituire queste quantità nell’espressione dell’esposizione, trovando la relazione:

dxdE

dadN

we

dmdQX

ρ1

== (A.11)

APPENDICE A

73

Figura A.1 Fotoni di energia E che attraversano una sottile lamina di materiale.

Poiché il coefficiente di assorbimento di energia µen è dato dalla relazione:

( ) xeneExE µ−= 0 (A.12)

si ha che:

EeE

dxdE

enx

enen µµ µ == −

0 (A.13)

e considerando l’espressione (A.1) si ottiene che l’esposizione è data dalla (A.14).

Φ

= E

weX en

ρµ (A.14)

APPENDICE A

74

Derivando rispetto al tempo si ottiene:

Φ

= E

weX en

ρµ (A.15)

A.2.5 Dose assorbita La dose assorbita è una quantità legata alla deposizione stocastica

dell’energia nella materia. Essa è definita dal rapporto tra l’energia media rilasciata dalla radiazione ionizzante in un volume finito di massa m e la massa stessa.

dmdD ε

= (A.16)

L’energia media impartita si calcola come la differenza tra l’energia radiante Rin che entra nel volume considerato e l’energia radiante Rout che lo lascia, a cui vanno sommate con il segno opportuno tutte le energie coinvolte nelle conversioni massa‐energia Q che avvengono in esso (una diminuzione con il segno positivo, un aumento con il segno negativo). ∑+−= QRR outinε (A.17)

La produzione di coppie, per esempio, diminuisce l’energia di 1.022 MeV, mentre un’annichilazione elettrone‐positrone la aumenta dello stesso valore.

Si noti che l’energia rilasciata ε è una quantità stocastica, soggetta a fluttuazioni casuali; tuttavia è accettato nella definizione della dose assorbita l’uso del suo valor medio, che è una quantità non-stocastica.

L’unità di misura della dose assorbita è il gray (Gy), che equivale a 1 J/kg. La vecchia unità di misura è il rad che equivale a 10-2 Gy (1 cGy).

Come per l’esposizione, si può ricavare un’espressione per la dose assorbita. Supponendo il volume di massa dm=ρ·dV=ρ·da·dx, e considerando un fascio monocromatico di energia Eγ di N fotoni, l’energia media depositata nel mezzo sarà: d =dN·dE. Sostituendo nell’espressione della dose allora si ottiene:

APPENDICE A

75

Φ

===

dxdE

dxdadEdN

dmdD

ρρε 1 (A.18)

Ricordando poi che: dxEdE en γµ= (A.19) la (A.18) si può scrivere come:

Φ

=Φ

== γρ

µρ

ε EdxdE

dmdD en1 (A.20)

Se i fotoni non sono monocromatici, il calcolo della dose deve essere eseguito per mezzo dell’integrazione dell’espressione (A.20) su tutto lo spettro:

dEEdEdEdED E

spettro

en

spettro

en Φ

=

Φ

= ∫∫ ρ

µρµ (A.21)

Per ultimo, va sottolineata la relazione che intercorre tra esposizione e dose assorbita. Dalla (20) e dalla (14) si ricava:ù

DweX = (A.22)

A.2.6 Kerma Il termine kerma deriva dall’acronimo Kinetic Energy Released

in MAtter. Tale grandezza quantifica l’energia trasferita dalle radiazioni indirettamente ionizzanti, ad esempio i fotoni, a quelle ionizzanti, ad esempio gli elettroni, attraverso i vari processi fotoelettrico, Compton e produzione di coppie, senza tenere conto in alcun modo di cosa avvenga dopo questo trasferimento, poiché l’effetto finale è quantificato dalla dose assorbita.

Sarà quindi il rapporto tra la somma delle energie cinetiche dEtr iniziali delle particelle cariche e la massa dm del volume di materia in cui avviene il processo:

dmdEK tr= (A.23)

APPENDICE A

76

L’unità di misura del kerma è la stessa della dose assorbita, il Gy (J/kg). Nel termine dEtr è compresa l’energia che le particelle eventualmente re-irradiano sotto forma di fotoni di bremsstrahlung.

L’esposizione è concettualmente simile al kerma in aria e fino agli Settanta tutte le camere a ionizzazione venivano calibrate in termini di esposizione.

A.3 Teoria della cavità Per misurare la dose assorbita in un mezzo materiale si dovrebbe

praticare una cavità nel punto di misura, e inserire il materiale dosimetrico al suo interno. Il materiale può essere un’emulsione nucleare, uno scintillatore, un gas, di cui si conosca la relazione tra dose assorbita e una qualche proprietà fisica del mezzo irradiato. Naturalmente se il materiale in cui si vuole calcolare la dose è diverso dal materiale del dosimetro, l’introduzione di quest’ultimo, in genere modificherà la distribuzione energetica e spaziale della radiazione e la dose nel dosimetro (Ddet) differirà da quello del materiale in studio (Dmed). Solo nel caso i cui i due materiali abbiano la stessa composizione chimica, l’introduzione del dosimetro non perturberà il campo di radiazione, e la dose misurata coinciderà con quella che sarebbe stata effettivamente assorbita in assenza del dosimetro.

In realtà la richiesta che i due materiali abbiano la medesima composizione chimica è eccessiva: è importante che, nell’intervallo di energia della radiazione, i due mezzi siano equivalenti dal punto di vista dell’interazione con la materia.

In generale per cavità di dimensioni qualsiasi non è possibile determinare una relazione semplice tra Dmed e Ddet e per risalire alla dose Dmed si deve considerare un fattore correttivo fQ :

Q

medQ D

Df

=

det

(A.24)

dove Q è la qualità del fascio di radiazione .La determinazione del termine fQ è lo scopo delle cosiddette teorie della cavità, per esempio quella introdotta da W. L. Bragg (1912) e sviluppata da L. H. Gray (1929, 1936), oppure quella formulata da L. V. Spencer e F. H. Attix. Si è soliti suddividere lo studio della teoria della cavità a seconda delle

APPENDICE A

77

dimensioni della cavità stessa in confronto al range delle particelle secondarie prodotte dai fotoni all’interno del suo volume sensibile.

A.3.1 La teoria di Bragg – Gray Le condizioni di applicabilità di questa teoria sono:

- la cavità deve essere piccola se confrontata con il range delle particelle cariche secondarie che vi incidono, in modo che la sua presenza non disturbi il flusso di particelle nel mezzo;

- la dose assorbita dal mezzo, di cui è costituita la cavità, è depositata solo dalle particelle cariche che la attraversano, quindi l’energia depositata dai fotoni che interagiscono nella cavità è considerata trascurabile e ignorata.

Sotto l’ipotesi di attenuazione del fascio si hanno rispettivamente:

∫

Φ= dESD

med

colmedEmed ρ, (A.25)

∫

Φ= dESD col

Emeddet

det, ρ (A.26)

dove Scol/ρ rappresenta il potere frenante massico del mezzo e gli integrali sono valutati sullo spettro degli elettroni secondari carichi. Facendo il rapporto tra le espressioni (25) e (26), e poiché ΦE,med=ΦE,det si ha: GB

medmed s

DD −= det,

det

(A.27)

Il calcolo di tale quantità in generale è molto complesso, poiché dipende fortemente dalla fluenza dei secondari carichi; nel caso più generale in cui le energie degli elettroni messi in moto dai fotoni siano tanto elevate da causare la formazione di particelle terziarie (raggi δ), il computo risulta ancora più complicato. In generale non è possibile tabulare dei valori se non in determinate condizioni sperimentali: in genere si trascurano i raggi δ e si formula l’ipotesi di rallentamento continuo per i primari.

Non considerando lo spettro energetico delle particelle secondarie cariche, i poteri frenanti massici che compaiono nelle

APPENDICE A

78

formule non sono più valori medi ma rappresentano i coefficienti di interazione relativi all’energia cinetica dei secondari (uguale per definizione a quella dei fotoni incidenti: tutta l’energia dei primari è trasferita ai secondari) e si può scrivere:

GBmed

col

med

col

med SS

S

DD −=

= det,

det

det

ρ

ρ (A.28)

Il punto chiave della teoria della cavità è che la cavità stessa non deve perturbare il flusso dei secondari carichi, in modo che l’energia assorbita all’interno della cavità sia uguale quella assorbita in assenza del dosimetro, trascurando l’energia assorbita per interazione dei primari. È chiaro che le dimensioni della cavità rappresentano il limite all’applicabilità della relazione di Bragg – Gray perché, se le dimensioni superano il percorso medio dei secondari carichi, esse perdono una frazione non trascurabile di energia all’interno della cavità. Le cavità piccole sono facilmente ottenibili con mezzi gassosi (camere a ionizzazione), nei quali il percorso degli elettroni secondari è dell’ordine di qualche cm (in aria a pressione atmosferica e per energie dell’ordine del centinaio di keV). All’aumentare dell’energia, cresce il percorso medio degli elettroni e di conseguenza diminuiscono le possibilità di creare una cavità piccola.

Le camere a ionizzazione che si utilizzano in radioterapia per fasci di energia dell’ordine del MeV sottostanno a tutte queste condizioni, costituendo il tipico caso di cavità di Bragg – Gray.

A.3.2 La teoria di Spencer – Attix Come detto, la teoria di Bragg – Gray non tiene conto della

creazione di elettroni secondari (raggi δ) generati dagli elettroni primari che attraversano il volume sensibile del dosimetro. Spencer e Attix nel 1955 proposero un’estensione alla teoria di Bragg e Gray per considerare gli effetti di questi elettroni secondari; tali elettroni possono avere energia sufficiente per produrre a loro volta un’ulteriore ionizzazione e portare con sé, fuori dal volume della camera, parte dell’energia depositata dagli elettroni primari.

APPENDICE A

79

La teoria di Spencer – Attix si basa sulle stesse condizioni di Bragg – Gray: queste condizioni si applicano però anche agli elettroni secondari e non solo ai primari. Essa considera che tutti gli elettroni (primari e secondari) sopra una certa energia di taglio Δ siano parte del flusso incidente sulla cavità. Tutte le perdite di energia nella cavità con un valore inferiore a Δ vengono ritenute come locali; tutte quelle al di sopra di Δ, come sfuggite da essa. Il valore di Δ è legato alla dimensione della cavità e Spencer e Attix suggeriscono che questo corrisponda all’energia degli elettroni con un range, nel materiale di cui è costituita la cavità, sufficiente per attraversarla completamente.

L’energia persa localmente è calcolata utilizzando il potere frenante massico ristretto a perdite inferiori a Δ, indicato con (dE/dS)col,Δ o con LΔ. Il modello porta così a definire il rapporto tra i poteri frenanti in questa maniera:

ASmedE

coltotE

E

medmed

coltotE

med sTEdES

TEdES

DD −

∆

∆ =+

Φ

+

Φ

=

∫

∫det,

detdet

detmax

max

ρ

ρ (A.29)

dove totEΦ rappresenta il flusso costituito da tutti gli elettroni che sono

generati nel processo, mentre i termini TEmed e TEdet rappresentano il contributo in deposizione di energia dato dagli elettroni che posseggono una energia inferiore a Δ, il cosiddetto track‐end term.

In termini pratici la differenza tra la teoria di Bragg - Gray e quella di Spencer - Attix consiste nel servirsi o meno del potere frenante massico ristretto a Δ. Le simulazioni fatte con metodo Monte Carlo hanno mostrato che le differenze tra le due teorie non sono trascurabili, ma in generale non molto significative. È emerso infatti che nei casi in cui la composizione atomica (Z) della cavità e del mezzo in cui è inserita siano abbastanza simili (aria e acqua), per un Δ = 10 keV, AS

meds −det, risulta

essere maggiore di GBmeds −

det, di circa l’1%. Tutti i moderni protocolli internazionali di misura per fasci di elettroni e fotoni usano i valori di AS

airwaters −, valutati secondo l’equazione (A.29) per

la conversione delle letture delle camere a ionizzazione in dose assorbita in acqua.

APPENDICE B

81

B IL PROTOCOLLO IAEA TRS 398 B.1 Dosimetria assoluta per fasci clinici di adroni

La conoscenza della dose assorbita dal paziente è fondamentale per capire se il trattamento sta procedendo come previsto. La determinazione di questo valore per ogni seduta di trattamento viene eseguita attraverso il protocollo TRS 398, emanato nell’anno 2000 dall’ente internazionale IAEA (International Atomic Energy Agency) [8].

Il protocollo rappresenta un Codice di Pratica internazionale, basato sullo standard della dose assorbita in acqua; soddisfa il bisogno di un approccio sistematico ed internazionalmente unificato sia verso la calibrazione di camere a ionizzazione in termini di dose assorbita in acqua sia verso l’uso di tali dispositivi per la determinazione della dose assorbita in acqua per i fasci radioattivi usati in radioterapia: fornisce un metodo per la determinazione della dose assorbita in acqua per ogni tipo di fasci di radiazioni usati in radioterapia (fotoni a bassa, media e alta energia, elettroni, protoni, ioni pesanti).

Il fine ultimo è la volontà da parte dell’ente IAEA di applicare il protocollo in tutti gli ospedali e centri di trattamento dei tumori, di fornire un utile documento ed ottenere uniformità e consistenza nella distribuzione di dose in tutto il mondo.

Prima di questo documento, pubblicato nel 2000, il fattore di calibrazione di una camera a ionizzazione era specificato in termini del rateo di kerma in aria. L’idea di passare dal kerma in aria alla dose assorbita in acqua fu proposta ponendo l’accento sui vantaggi che tale cambiamento avrebbe portato, poiché la calibrazione dei dosimetri sarebbe avvenuta utilizzando le stesse quantità e le stesse condizioni sperimentali riprodotte poi dagli utilizzatori. Il fattore di calibrazione inoltre è direttamente riconducibile a un laboratorio ufficialmente riconosciuto denominato PSDL (Primary Standard Dosimetry Laboratory).

Tra i motivi che spiegano perché il metodo, che si basa sulla dose assorbita in acqua, sia migliore va soprattutto ricordata la semplificazione del formalismo che questa comporta. Il precedente

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codice IAEA, il TRS-277, implicava l’utilizzo di molti coefficienti, fattori di conversione e di perturbazione; inoltre richiedeva caratteristiche fisiche delle camere a ionizzazione derivate da misure complesse o calcoli basati su modelli teorici. Con l’introduzione del nuovo formalismo è stato possibile eliminare l’incertezza legata all’assunzione secondo cui tutte le camere di un certo modello siano identiche e quindi abbiano i medesimi fattori di conversione. In questo modo si riteneva che fosse possibile diminuire l’incertezza nella determinazione della dose assorbita in acqua per quanto concerne i fasci radioterapici.

Il codice TRS-398 fornisce un metodo per la determinazione della dose assorbita in acqua per i fasci di fotoni di bassa, media e alta energia, per i fasci di elettroni, di protoni e di ioni pesanti usati per la radioterapia esterna. Tale metodo è seguito nei centri quando si esegue la dosimetria dei fasci per la loro caratterizzazione e la loro implementazione nei sistemi di pianificazione del trattamento.

Quel che segue è l’illustrazione di quelli che sono i dettami del protocollo per quanto riguarda le condizioni di riferimento alle quali bisogna eseguire le misure di dose assoluta per fasci di protoni e di ioni pesanti.

B.1.1 Gli standard della dose assorbita in acqua Al fine di determinare la misura della dose assorbita all’interno di

un mezzo materiale, si potrebbe sfruttare qualsiasi variazione di un parametro fisico o chimico che dipenda dall’energia assorbita per unità di massa. I metodi di misura si distinguono in metodi assoluti o relativi. Il metodo assoluto permette di determinare direttamente la misura della dose assorbita; mentre per il metodo relativo si deve necessariamente effettuare una procedura di calibrazione mediante uno strumento assoluto.

I metodi assoluti maggiormente usati sono il metodo calorimetrico, il metodo chimico e il metodo ionometrico.

Il metodo calorimetrico sfrutta l’innalzamento della temperatura prodotto dalle radiazioni e da esso si ricava la dose assorbita senza la conoscenza preventiva di alcuno parametro aggiuntivo. Il metodo chimico si risale al valore della dose assorbita attraverso il numero di prodotti chimici (ad esempio molecole, radicali, ioni) per unità di energia assorbita. Il metodo ionometrico, in modo analogo a quello

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chimico, consente di trovare la dose assorbita attraverso la conoscenza dell’energia media per creare una coppia di ioni in uno specifico gas.

I metodi di dosimetria relativa sono molto numerosi; di conseguenza è impossibile stilarne un elenco completo. Tuttavia la scelta di un tipo di metodo rispetto ad un altro è eseguita in funzione del caso specifico. Ad esempio in base alle caratteristiche del campo di radiazione e dalle finalità della misura. Ulteriori in formazioni possono essere reperite in alcune raccomandazione della IAEA come la IAEA 81.

Attualmente i metodi assoluti descritti sono solo quelli sufficientemente accurati per formare la base degli strumenti, detti primary standard, per la misura della dose assorbita assoluta in acqua. I centri di calibrazione PSDL hanno sviluppato vari approcci per stabilire gli standard della dose assorbita in acqua.

In molti PSDL i primary standard della dose assorbita in acqua operano in relazione ad un fascio di raggi gamma di Co-60; mentre in pochi altri PSDL gli standard operano anche con qualità differenti di radiazione. Questi primary standard sono basati su uno dei seguenti apparati:

- la camera a ionizzazione: strumento consistente di una camera con cavità di grafite con un volume noto con accuratezza; posizionato all’interno di un fantoccio in acqua consente la misura della dose assorbita in acqua in un punto di riferimento a partire dall’energia specifica media impartita in aria nella cavità;

- il calorimetro di grafite sviluppato da Domen e Lamperti: strumento utilizzato con piccole modifiche da parecchi PSDL per determinare la dose assorbita nella grafite in un fantoccio di grafite; successivamente viene eseguita la conversione in dose assorbita in acqua in un punto di riferimento in un fantoccio ad acqua;

- il calorimetro ad acqua: strumento che offre una più diretta determinazione della dose assorbita in acqua in un punto di riferimento in un fantoccio di acqua; il sistema idrico è sigillato e consiste di un piccolo recipiente di vetro contenente acqua altamente pura e un termistore.

- il calorimetro ad acqua con dosimetro di Fricke: strumento basato sulla misura dell’aumento della temperatura media indotta dall’assorbimento di fotoni ad elevata energia.

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L’acqua è agitata continuamente ed è determinata la dose assorbita in acqua mediata sul volume del recipiente; la dose assorbita in acqua in un punto di riferimento in un fantoccio di acqua è ottenuta utilizzando il dosimetro di Fricke.

B.1.2 Determinazione della dose assorbita in acqua Per un fascio di radiazione di qualità Q0, la dose assorbita in

acqua a una profondità zref è data dalla seguente espressione:

000 ,,, QwDQQw NMD = (B.1)

dove MQo è la lettura del dosimetro usato e ND,w,Qo è il fattore di calibrazione dello stesso dosimetro che converte la misura di carica in dose assorbita in acqua, ottenuto in laboratorio in condizioni di riferimento con un fascio di qualità Q0.

Le condizioni di riferimento sono descritte da un insieme di quantità influenti per le quali il fattore di calibrazione è valido senza ulteriori correzioni. Tali condizioni, per la calibrazione in termini di dose assorbita in acqua, fissano la geometria della misura (la distanza e la profondità rispetto alla sorgente alla quale bisogna lavorare), le dimensioni del campo di radiazione, il materiale e le dimensioni del fantoccio irradiato, la temperatura ambiente, la pressione e l’umidità relativa.

Le quantità influenti sono quantità di diversa natura, come per esempio la temperatura, la pressione o la tensione di polarizzazione applicata alle armature della camera a ionizzazione; e possono essere legate al tipo di camera (invecchiamento, deriva) o al campo di radiazione (le dimensioni del campo, la qualità del fascio che lo ha prodotto, il rateo di dose, la profondità all’interno del fantoccio). Nel caso della carica misurata MQ:

( ) spolPTQ kkkCMM ,= (B.2)

dove M(C) è il valore letto dal dispositivo di riferimento, mentre kT,P è il fattore di correzione dovuto alla differenza tra temperatura e pressione durante la misura e temperatura e pressione a cui viene fornito il fattore di calibrazione (T=20°C, P=760 mmHg); e kpol e ks tengono in

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considerazione rispettivamente gli effetti di polarizzazione e di ricombinazione.

Nel calibrare una camera a ionizzazione, alcune di queste quantità possono essere tenute sotto controllo. Per altre, come l’umidità e la pressione, ciò è impossibile. Pertanto, se in sede di misura non sussistono le stesse condizioni presenti al momento della calibrazione, il fattore di calibrazione dovrà essere corretto, per tenere conto dell’influenza di queste quantità sulla calibrazione stessa.

B.1.3 Correzione sulla qualità del fascio Quando un dosimetro è usato con un fascio di radiazione di

qualità Q, diversa da quella del fascio usato in sede di calibrazione, la dose assorbita in acqua diventa:

00 ,,,, QQQwDQQw kNMD = (B.3)

dove kQ,Q0 è definito come rapporto tra i fattori di calibrazione della camera a ionizzazione, riferiti a fasci di qualità Q e Q0 in termini di dose assorbita in acqua.

0

00

0,

,

,,

,,,

Q

Qw

Q

Qw

QwD

QwDQQ

MDMD

NN

k == (B.4)

Il fattore 0,QQk corregge quindi gli effetti dovuti alla differenza tra la

qualità Q0 del fascio presente in sede di calibrazione e la qualità del fascio utilizzato Q. La qualità di fascio più utilizzata per la calibrazione delle camere a ionizzazione è quella del 60Co.

Idealmente il valore del fattore di correzione 0,QQk dovrebbe

essere calcolato direttamente per ogni camera alla stesa qualità del fascio dell’utente. Ma ciò è impossibile, quindi nei casi in cui non sono presenti dati sperimentali tale valore è calcolato teoricamente attraverso la teoria di Bragg-Gray, che alla formulazione della seguente relazione:

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( )( )

( )( )

00

0

0,

,,

Q

Q

Qair

Qair

Qairw

QairwQQ p

pWW

s

sk = (B.5)

dove si individuano i rapporti, alle qualità di fascio Q e Q0, tra gli stopping power acqua – aria sw,air, tra le energie medie spese per formare una coppia di ioni in aria Wair, tra i fattori di correzione della perturbazione introdotta dalla camera a ionizzazione p.

Nel caso di fascio di protoni sw,air è dato dalla relazione

RESRESairw R

cbRas ++=, (B.6)

che è ottenuta tramite simulazione Monte Carlo (a=1.137, b=-4.3⤬10-5, c=1.84⤬10-3).

B.2 Implementazione del codice I laboratori ufficialmente abilitati PSDL si sono concentrati nel

fornire le calibrazioni degli strumenti primary standards in termini di dose assorbita in acqua. Tali strumenti sono le camere a ionizzazione; il fascio di riferimento sono i raggi X prodotti dal Co-60.

La dosimetria assoluta viene valutata tramite misure di tipo ionometrico. Un sistema di misura di questo tipo è composto dai seguenti dispositivi:

- una o più camere a ionizzazione; - un elettrometro; - uno o più fantocci; - dispositivi di controllo di stabilità.

B.2.1 Camere a ionizzazione Una camera a ionizzazione impiegata per la calibrazione

potrebbe essere o cilindrica o a piatti piani e paralleli. La scelta dell’uno o dell’altro tipo è dettata dal tipo di radiazioni ionizzante da calibrare.

La camera a ionizzazione cilindrica potrebbe essere utilizzata per la calibrazione di raggi X a media energia (>80 keV e con un HVL di 2 mm di Al), raggi del Co-60, fotoni ad elevata energia, elettroni con energia maggiore di 10 MeV, protoni e ioni pesanti.

La camera a ionizzazione a piatti piani e paralleli, invece, potrebbe essere migliore nel caso di calibrazione di fotoni ad elevata

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energia, per elettroni di tutte le energie e per i raggi X a bassa energia. La raccomandazione consiglia l’uso di questo tipo di camera nel caso di protoni, di ioni pesanti (specialmente nel caso di picchi modulati non molto ampi) e di fotoni come dosimetro assoluto.

B.2.2 Elettrometro L’elettrometro è utilizzato per le misure di corrente. La sua

calibrazione deve essere effettuata separatamente rispetto a quella della camera a ionizzazione.

B.2.3 Fantocci La raccomandazione di base nei protocolli di dosimetria per tutte

queste situazioni è di utilizzare l’acqua come materiale di riferimento primario per i fantocci. Tuttavia ci sono situazioni in cui l’uso di un fantoccio di materiale plastico può essere più conveniente o può fornire una migliore precisione nel suo posizionamento. Inoltre, i fantocci solidi sono più convenienti per molte misure relative e controlli di routine per la facilità di set-up e la possibilità di riprodurre perfettamente la posizione della camera. Idealmente un fantoccio solido deve essere di materiale acqua-equivalente, ossia deve riprodurre esattamente l’acqua in tutte le sue proprietà fisiche su tutta la gamma delle qualità radiazioni che si possono avere. In pratica, nessun materiale soddisfa questo requisito. I fantocci nella pratica sono, nella migliore delle ipotesi, un’approssimazione dell’acqua. Il loro utilizzo è limitato alle qualità ed energie per le quali approssimano al meglio l’acqua.

Va osservato che l’uso di qualsiasi materiale diverso dall’acqua aumenta le incertezze di misura (anche se può diminuire le incertezze di posizione), per questo la raccomandazione principale è quella di utilizzare acqua, ove possibile, per la calibrazione del fascio. Altri materiali devono essere testati all’acquisto per garantire che la loro densità sia quella prevista. Deve essere controllata anche la loro planarità: una loro possibile deformazione, infatti, può permettere l’instaurarsi tra di esse, quindi nel percorso della radiazione, d’intercapedini d’aria che ovviamente influenzano le misure.

B.3 Codice di pratica per protoni Nel caso dei protoni, il protocollo si concentra sulla dosimetria

assoluta e relativa di fasci aventi energie nell’intervallo compreso tra 50

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MeV e 250 MeV. Il Codice di Pratica è basato sul fattore di calibrazione dato in termini di dose assorbita in acqua per un dosimetro e per un fascio di riferimento (la radiazione gamma del Co-60) avente qualità Q0.

Per la dosimetria assoluta sono consigliati sia le camere a ionizzazione cilindriche (CCI) che quelle a piatti piani e paralleli (PPCI). Tuttavia le camere a ionizzazione del cilindriche sono preferite quando il fascio di protoni ha un residual range maggiore di 0.5 g/cm2. Il fantoccio è posizionato in modo tale che il punto di normalizzazione sia sull’asse centrale della camera al centro della volume della cavità. Se, invece, la qualità del fascio di protoni è tale da avere un residual range minore di 0.5 g/cm2, allora sono da preferire le camere a ionizzazione a piatti piani e paralleli. Il fantoccio è posizionato in modo tale che il punto di normalizzazione sia la superficie più interna della finestra di entrata della camera e al centro di tale finestra.

Per la dosimetria relativa sono raccomandate, invece, solo le camere ionizzazione a piatti piani e paralleli.

Il fantoccio in acqua è impiegato sia per la determinazione della dose assorbita sia per le misure della qualità del fascio di protoni;.deve essere almeno 5 cm oltre tutti i quattro lati della dimensione di campo impiegato alla profondità di misurazione e inoltre almeno 5 g/cm2 oltre la profondità massima di misurazione.

Una variazione rispetto al precedente Codice di Pratica IAEA 381, è l’adozione del residual range RRES come indice della qualità del fascio, che ha il vantaggio di essere una quantità direttamente misurabile. Tuttavia si tratta di una grandezza non univocamente determinata per uno specifico fascio in quanto dipende dal punto di normalizzazione zref.

La qualità Q è ottenuta a partire dalle condizioni di riferimento elencate nella Tabella II.

Grandezza operativa Valore di riferimento materiale del fantoccio acqua camera a ionizzazione CCI/PPCI zref al centro della superficie più interna della

finestra (PPCI)/ al centro del volume della cavità sull’asse centrale (CCI).

posizione della camera a zref SSD (source-surface distance) distanza del trattamento clinico dimensione del campo nella

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superficie del fantoccio 10 cm ⤬ 10 cm Tabella II condizioni di riferimento per la determinazione della qualità di un fascio di protoni.

B.4 Codice di pratica per ioni pesanti Nel caso di fasci di ioni pesanti, si considerano ioni aventi

numero atomico Z compreso tra 2 e 18 (tra 2He e 18Ar) e un range in acqua a partire da 2 g/cm2 fino ad un massimo di 30 g/cm2. Nel caso di ioni carbonio ciò corrisponde ad un intervallo di energia 100 ÷ 450 MeV/u, dove u rappresenta l’unità di massa atomica unificata che corrisponde a 1.6605402 * 10-27 kg.

Per la dosimetria assoluta sono consigliati, anche in questo caso, sia le camere a ionizzazione cilindriche (CCI) che quelle a piatti piani e paralleli (PPCI). Tuttavia le camere a ionizzazione del cilindriche sono preferite quando il fascio di protoni ha una larghezza della zona modulata maggiore di 2.0 g/cm2. Il fantoccio è posizionato in modo tale che il punto di normalizzazione sia sull’asse centrale della camera al centro della volume della cavità. Dovrebbe essere considerato un punto effettivo di misura Peff, in quanto la distribuzione di dose in profondità nel SOBP non è all’incirca costante e la pendenza dipende dalla larghezza del SOBP. Di conseguenza il punto di riferimento dovrebbe essere preso ad una distanza pari al 75% del raggio più interno della camera (rcyc) rispetto al punto di interesse nel fantoccio.

Se, invece, la qualità del fascio di protoni è tale da avere una larghezza della regione modulata minore di 2.0 g/cm2, allora sono da preferire le camere a ionizzazione a piatti piani e paralleli. Il fantoccio è posizionato in modo tale che il punto di normalizzazione sia al centro della superficie più interna della finestra di entrata della camera.

Il diametro della cavità nel caso di PPCI o la lunghezza della cavità per i CCI dovrebbero essere maggiori della metà della dimensione del campo di riferimento.

Per la dosimetria relativa sono raccomandate, invece, solo le camere ionizzazione a piatti piani e paralleli.

Il fantoccio in acqua è consigliato sia per la determinazione della dose assorbita sia per le misure della qualità del fascio; anche per gli ioni pesanti deve essere almeno 5 cm oltre tutti i quattro lati della dimensione di campo impiegato alla profondità di misurazione e inoltre almeno 5 g/cm2 oltre la profondità massima di misurazione.

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Per caratterizzare un fascio di ioni pesanti si utilizzano il numero atomico, il numero di massa, l’energia, la larghezza del SOBP e il range.

Le condizioni di riferimento sono elencate nella Tabella III.

Grandezza operativa Valore di riferimento Materiale del fantoccio acqua Camera a ionizzazione CCI/PPCI

zref al centro della superficie più interna della finestra (PPCI)/al centro del volume della

cavità sull’asse centrale (CCI). Posizione della camera a zref (PPCI) o a 75% di rcyc più profonda del

zref. SSD (source-surface

distance) distanza del trattamento clinico

Dimensione del campo nella superficie del fantoccio

10 cm ⤬ 10 cm o quella usata per la normalizzazione dei fattori di uscita

Tabella III condizioni di riferimento per la determinazione della qualità di un fascio di ioni pesanti.

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