Index
AVALIAÇÃO DOSIMÉTRICA EM FANTOMA GERADO POR UM
IRRADIADOR EPITÉRMICO COM CARGA U235-Cf252
Humberto G. Dias e Tarcísio P. R. Campos
Pós-Graduação em Ciências e Técnicas Nucleres, Escola de Engenharia – UFMG
Av. Contorno 842, 9º andar
30110-060, Belo Horizonte, MG, Brasil
RESUMO
A eficácia da técnica de captura neutrônica pelo boro (BNCT) comparada às técnicas convencionais
tem sido investigada especialmente nos casos de tumores cerebrais tipo Glioblastoma Multiforme,
Astrocitoma e Melanoma intracranial. Resultados clínicos preliminares tem encorajado pesquisas clínicas
de outros tipos de tumores com a perspectiva de obter maior controle da doença. Os dispositivos
geradores de nêutrons para BNCT são os reatores de pesquisa e os aceleradores de partículas. Em estudo
anterior [1] apresentamos como fonte alternativa um dispositivo neutrônico subcrítico. Este dispositivo é
um irradiador de nêutrons gerados pela fissão espontânea do Califórnio 252 e amplificado com Urânio
235. As características do fluxo neutrônico gerado mostraram-se semelhantes às de reatores de pesquisa,
porém com as possíveis vantagens de baixo custo, pequenas dimensões, baixa radiação de fundo, fácil
operação, reduzida manutenção e possibilidade de adaptação a um “gantry” para aplicação em múltiplos
campos evitando reposicionamento do paciente. Dando continuidade, o presente trabalho apresenta
medidas de dose em fantoma utilizando o feixe do irradiador proposto. Serão feitas comparações dessas
medidas com dados obtidos a partir de aceleradores de partículas. Essa comparação é baseada em
parâmetros previamente definidos, tais como: taxas e componentes da dose, tempo do tratamento,
“advantage depth (AD)”, “advantage ratio (AR)” e o “advantage depth dose ratio (ADDR)”. As medidas
dosimétricas foram realizadas por meio de simulações computacionais utilizando o código Monte Carlo
de N-Partículas versão 4A.
Keywords: epithermal neutron beam irradiator, boron neutron capture therapy, dosimetry, monte carlo.
I. INTRODUÇÃO
A Terapia por Captura Neutrônica pelo Boro (BNCT) é
uma técnica binária que combina a teleterapia e a
braquiterapia. Essa técnica é empregada principalmente nos
tratamentos de tumores malignos de cabeça como o
Glioblastoma Multiforme (GBM) e o astrocitoma (AAS).
Esses tumores cerebrais são caracterizados por um volume
de massa tumoral com ramificações de células malignas
que invadem o tecido sadio vizinho. Por falta de
vascularização as células neoplásicas da massa tumoral são
geralmente hipóxicas, porém as ramificações são bem
oxigenadas resultando em rápida proliferação. Esta
característica invasiva é a principal causa da ineficiência
dos tratamentos por meio de cirurgia. Os tratamentos com
radiação ionizante também não são eficazes por causa da
falta de seletividade em relação as células malignas das
ramificações.
A Técnica BNCT é caracterizada pela concentração de
átomos de 10B nas células tumorais, via injeção intravenosa
de compostos bóricos que possuem afinidade por células
malignas, e posterior irradiação da região tumoral com um
feixe de nêutrons epitérmicos. Os nêutrons epitérmicos
(0,1eV a 40KeV, por exemplo) perdem energia
preferencialmente por espalhamento ao penetrarem no
tecido reduzindo-se a energias térmicas. Na região tumoral
a faixa térmica propiciará uma reação com o boro-10. O
boro-10 possui alta probabilidade de interação com os
nêutrons térmicos através da reação n(10B, α)7Li. O lítio e a
partícula α são partículas de alta LET (~200 KeV/µm)
depositando toda sua energia numa curta distância (cerca de
12µm) comparável ao tamanho de uma célula. Essas
partículas são igualmente letais às células com ou sem
oxigenação e independem das fases do ciclo reprodutivo
das células bombardeadas, ao contrário dos fótons que são
dependentes desses dois fatores.
Essas características associadas à maior Eficiência
Biológica Relativa (RBE) e também à alta especificidade
pelas células tumorais (via concentração de Boro no tumor)
fazem da técnica BNCT uma modalidade promissora para o
tratamento de GM e AAS.
Index
Na prática a dificuldade de se obter um composto bórico
de alta concentração tumoral com microdistribuição
homogênea e a falta de um feixe puramente epitérmico sem
contaminação de partículas gamas e nêutrons rápidos tem
sido as principais causas da inviabilidade da aplicação
clínica a curto prazo da técnica.
Os compostos bóricos mais utilizados são o
borofenilalanina (BPA) e o BSH que demonstraram
provocar maior concentração no tumor. A principal
dificuldade na obtenção de um composto eficaz é a
passagem da barreira sangue cérebro (Blood Brain Barrier –
BBB) pelo composto. O BBB também é responsável pela
não homogeneidade do composto no tumor. A
administração de BPA na corrente sangüínea varia entre
250 a 290 mg/Kg peso porcento do paciente alcançando
uma concentração de aproximadamente 10 µg/g de 10B no
sangue [2]. A concentração de boro no cérebro é igual à
concentração no sangue, sendo que o tumor chega a
acumular até 4 vezes esse valor, porém este estudo utiliza o
valor de 35 µg/g [3].
A principal fonte de nêutrons atualmente empregada em
BNCT é o reator nuclear de pesquisa. Os reatores
constituídos de um canal de extração podem ser convertidos
e utilizados em BNCT. Essa conversão é feita a partir da
introdução de materiais filtrantes e moderadores
apropriados eliminando partículas contaminantes e
preservando o fluxo na saída do porto a níveis
terapêuticamente aceitáveis. Existem reatores de pesquisa
para BNCT em toda parte do mundo: Estados Unidos,
Europa, Japão e até mesmo na Argentina [4]. Além do seu
emprego em BNCT, a maioria deles é utilizada na produção
de radioisótopos, ativação neutrônica e testes de
combustíveis. Poucos reatores são projetados com o
objetivo único de atender à terapia por captura neutrônica.
As principais desvantagens dos reatores são: a) falta de
aceitação pública em um ambiente hospitalar ou em um
centro urbano; b) alto investimento na sua construção
(cerca de algumas dezenas de milhões de dólares) ou
conversão (cerca de alguns milhões); c) exigência de
pessoal especializado para sua manutenção e operação; d)
riscos de criticalidade. Assim, os aceleradores de partículas
podem ser uma opção mais barata e viável. Muitos estudos
foram realizados visando projetar um acelerador com
características aceitáveis à BNCT [5-8]. Embora esses
estudos apresentem resultados animadores, até hoje nenhum
dispositivo desse tipo foi empregado em BNCT. O custo
desses aparelhos também é alto, podendo variar de alguns
milhões a algumas dezenas de milhões de dólares. A
manutenção da integridade e refrigeração do alvo, cuja
partículas carregadas se chocam para gerarem os nêutrons,
são problemas complexos. O alvo constituído geralmente
de Lítio possui baixo ponto de fusão (cerca de 180C)
exigindo um aparato de refrigeração que aumenta o
tamanho e o peso do conjunto. Assim, um acelerador é uma
melhor opção em relação ao reator de pesquisa, porém
também possui desvantagens tecnológicas e de custo.
O objetivo desse estudo é propor um novo dispositivo
gerador de nêutrons para aplicação da técnica BNCT.
Utilizamos a fissão espontânea do Califórnio-252 como
fonte de nêutrons que devem ser moderados e filtrados
antes de incidir sobre o paciente. Porém, a emissão do
Califórnio (2,34x1012 n/s-g) não consegue gerar um fluxo
terapêutico adequado à técnica (fluxo epitérmico da ordem
de 109 n/cm2-s), a menos que uma alta atividade seja
utilizada. Nesse caso, cerca de 1 g de Cf-252 seria
necessária para obter tal fluxo. Essa quantidade é
equivalente a produção anual deste radionuclídeo nos
Estados Unidos e financeiramente inviável para BNCT.
Estudos iniciais tendo o Cf-252 como fonte única de um
dispositivo gerador de nêutrons foram infrutíferos. O
dispositivo aqui proposto, porém, amplifica os nêutrons
oriundos do Cf-252 por meio de um combustível físsil, isto
faz com que a quantidade de califórnio seja reduzida de
uma grama para algumas miligramas (no nosso caso 1,5
mg) o que viabiliza economicamente sua construção.
As vantagens desse dispositivo em relação aos reatores
e aos aceleradores serão: a) seu baixo custo de construção,
manutenção e operação; b) dimensões reduzidas que
possibilita sua instalação numa sala de terapia e também
sua montagem numa estrutura (“gantry”) capaz de girar em
torno de um centro (isocentro); c) melhor aceitação do
público, pois apesar de possuir combustível físsil o
dispositivo opera sob um regime subcrítico seguro; d)
oferece parâmetros físicos (fluxo epitérmico, AD, AR,
ADDR, tempo de tratamento, etc.) equivalentes aos de
“beam hole” de um reator nuclear. A montagem desse
dispositivo sobre um “grantry” permite a irradiação de
campos paralelos e opostos sem que o paciente seja
reposicionado. Esta estrutura também proporciona uma
terapia rotacional. No caso dos reatores e aceleradores isso
não é possível, pois devido ao seu tamanho e peso o reator e
o acelerador são fixos impondo ao paciente
posicionamentos inadequados e desconfortáveis para uma
incidência satisfatória.
Nas próximas seções será descrito a modelagem
computacional empregada, apresentado detalhes do
dispositivo proposto e resultados realizados em fantoma dos
parâmetros característicos do equipamento. Serão feitas
inter-comparações com dados de aceleradores e um reator
de pesquisa.
II. MÉTODOS E MATERIAIS
O princípio de funcionamento do irradiador é baseado
na amplificação dos nêutrons oriundos do Cf-252 por meio
de combustível físsil. Para tal, um anel de califórnio
encontra-se envolto por um outro anel de combustível
amplificador. A atividade estimada para se obter o fluxo de
109 n/cm2-s é de 4,464x1010 n/s o que equivale a 1,5 mg de
califórnio. O combustível amplificador simulado neste
artigo é equivalente ao utilizado nos reatores Triga de
segurança intrínseca. Sua composição é uma liga de
Urânio-Zircônio-Hidrogênio na proporção 0,003:1,0:1,6. O
urânio é enriquecido a 20% de 235U. A quantidade total de
235
U utilizada é de 1,7 Kg. O dispositivo possui ainda um
moderador de água pesada, refletor de bismuto, filtro de
nêutrons rápidos de alumínio e colimador de polietileno
litiado. A Fig.1 mostra o esquema do irradiador com suas
dimensões dadas em unidades de centímetro.
Index
dosimétrica em fantoma dos fótons e elétrons armazenados
no espaço de fase da etapa anterior.
III. AVALIAÇÕES NO IRRADIADOR
A Fig. 2 mostra o espectro de nêutrons e de fótons no
plano do espaço de fase, isto é, no porto de extração do
feixe. Conforme mencionado, este plano localiza-se abaixo
do colimador do irradiador (ilustrado na Fig. 1) e armazena
o espectro das partículas que cruzam a abertura de 20 cm de
diâmetro definida pelo colimador. Observa-se que o
espectro neutrônico compreende toda a faixa de energia
(térmica, epitérmica e rápida), sendo que a quantidade de
nêutrons rápidos (cerca de 20% do total de nêutrons) é
suficiente para prejudicar a pureza do feixe epitérmico. Os
fótons estão numa faixa de energia mais alta quase não
existindo fótons de baixa energia.
1,E+00
Para a simulação do irradiador é utilizado o código
Monte Carlo N-Partículas (MCNP) na versão 4A [9]. Este
código simula nêutrons, fótons e elétrons utilizando as
seções de choque Evaluated Nuclear Data Files – ENDF/BVI. A simulação com o Monte Carlo é dividida em quatro
etapas. A primeira etapa representa a modelagem dos
materiais e geometrias da fonte e do irradiador, sendo que
as partículas transportadas nessa etapa são os nêutrons
primários da fonte, os nêutrons de fissão gerados no
combustível e os elétrons e fótons secundários criados nas
interações dos nêutrons com os materiais do irradiador.
Nessa etapa, define-se uma superfície no porto de extração
do feixe neutrônico denominada de espaço de fase.
Informações sobre todas as partículas que cruzam o espaço
de fase são armazenadas num arquivo que servirá de
entrada para a próxima etapa. As informações armazenadas
nesse arquivo são: o tipo de partícula (nêutrons, fótons ou
elétrons) que cruzou a superfície; a posição onde a partícula
cruzou; a direção (em relação a um vetor normal ao plano
apontado para a posição do paciente) e a velocidade
(energia) da partícula. A segunda etapa é a simulação no
fantoma para a determinação de parâmetros dosimétricos
tendo como entrada as partículas do espaço de fase gerado
na etapa anterior. A terceira etapa é semelhante a primeira,
porém simulada para os fótons oriundos da fonte de Cf-252
e para os fótons atrasados criados no bloco de alumínio
ativado pela reação de captura neutrônica. Esta nova etapa é
necessária porque o MCNP não gera partículas atrasadas e
também não permite uma única simulação com dois tipos
de partículas fonte diferentes (nêutrons e fótons emitidos
pelo califórnio). A quarta etapa representa uma avaliação
1,E-01
Intensidade Relativa
Figura 1. Irradiador Epitérmico. Combustível Físsil em
Preto, Filtro de Alumínio em Cinza Claro e Colimador de
Polietileno Litiado em Cinza Escuro. Dimensões em
centímetros
1,E-02
____ Nêutrons
........ Fótons
1,E-03
Faixa térmica
E <0,1 eV
Faixa Epitérmica
0,1 eV< E < 40 KeV
Faixa Rápida
E > 40 KeV
1,E-04
1,E-05
1,E-09
1,E-08
1,E-07
1,E-06
1,E-05
1,E-04
1,E-03
1,E-02
1,E-01
1,E+00
1,E+01
1,E+02
Energia (MeV)
Figura 2. Espectro de Nêutrons e Fótons no Porto de
Extração do Irradiador.
A Fig. 3 mostra a “diretividade” do feixe. Está
representa a intensidade das partículas que cruzaram o
espaço de fase num determinado ângulo formado entre a
direção de propagação da partícula e o vetor normal ao
espaço de fase apontado para a posição do paciente. O ideal
seria que as partículas formassem um ângulo de zero grau
com o vetor normal (incidência perpendicular sobre o
paciente), mas pelo gráfico observa-se que o ângulo médio
(colocado entre parênteses) de todas as componentes do
feixe é cerca de 30 graus. O resultado obtido está de acordo
com valores encontrados para aceleradores e reatores.
Porém, pode ser estudado uma nova geometria para o
colimador do irradiador com uma melhor otimização de sua
estrutura para aumentar a directividade do feixe.
A Fig. 4 apresenta o fluxo no porto de extração versus a
distância radial ao eixo central do irradiador. A redução do
fluxo em 10% do seu valor no eixo central se dá a uma
distância aproximada de 15cm. Pode-se reduzir a penumbra
diminuindo o ângulo de saída do colimador fazendo com
que o fluxo caia de forma abrupta nos limites de definição
do campo. O fluxo total de nêutrons está normalizado para
Index
100
90
Nêutrons Térmicos
Nêutrons Epitérmicos
80
Nêutrons Rápidos
70
Fluxo Relativo (%)
100% sendo que as outras componentes são mostradas em
relação à esta normalização. Em resumo foi obtido 22%
térmico; 58% epitérmico e 20% rápido. Logo o feixe é
predominantemente epitérmico. Os nêutrons térmicos
podem ser retirados do feixe por meio de um filtro de Lítio,
mas a contaminação com nêutrons rápidos é mais difícil de
se resolver. Na figura, os fótons foram separados em duas
componentes. Uma componente engloba os fótons oriundos
do Califórnio e os fótons gerados das reações de captura
com os materiais componentes do irradiador (excluindo o
filtro de nêutrons rápidos). A outra componente representa
os fótons atrasados gerados pelo decaimento radioativo
induzido no alumínio pela reação de captura neurtrônica.
Observa-se que esta última componente é bastante
considerável e inerente ao processo de filtragem dos
nêutrons rápidos.
Total Nêutrons
Fótons do Alumínio
60
Fótons do Irradiador
50
Fótons Total
40
30
20
10
0
0
2
4
6
8
10
12
14
16
18
20
Distância Radial (cm)
Figura 4. Fluxo de Partículas no Porto de Extração do
Irradiador.
0,12
Térmicos - (29,6 graus)
Epitérmicos - (32,6 graus)
Rápidos - (30,8 graus)
Intensidade Relativa
0,10
Nêutrons Total - (31,8 graus)
Fótons Total - (29,1 graus)
0,08
0,06
0,04
0,02
0,00
0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
100
Ângulo (graus)
Figura 3. Representação da Diretividade do Feixe.
IV. MEDIDAS NO FANTOMA
Um fantoma foi modelado com dimensões 40x40x40
cm3 constituído por tecido equivalente ao cérebro, cujo
componentes constituintes possuem as seguintes
porcentagens em massa: H - 10,7 %; C - 14,5%; N - 2,2%;
O - 71,2%; Na - 0,2%; P - 0,4%; S - 0,2%; Cl - 0,3%; K 0,3%. O espaço de fase no porto de radiação foi usado
como fonte externa. O tratamento térmico, disponível no
código MCNP, foi empregado para os átomos de
hidrogênio contido no cérebro. O fantoma foi dividido em
voxels para se avaliar a intensidade das componentes do
feixe e assim determinar a dose via fatores Kerma de
conversão de fluxo para dose [10].
Os fatores Kerma de conversão são baseados no valor
da energia exotérmica liberada “Q” das distintas reações
envolvidas que resultam em deposição de energia no meio e
também nos valores das seções de choque dessas reações.
As seções de choque utilizadas para as interações dos
nêutrons e para a reação de absorção do Boro são as
fornecidas pela ENDF/B-VI. Para os fótons foram
utilizados os coeficientes de absorção de energia (µen/ρ)
calculados por Seltzer.[11] Estes fatores de conversão serão
os novos fatores adotados no ICRU 63.
Como a microdistribuição de boro não é homogênea em
diferentes partes do tumor e devido ao curto alcance das
partículas liberadas pela reação 10B(n,α)7Li, não podemos
falar em eficiência biológica relativa (RBE) para a
componente de dose dessas partículas. Entretanto, é
definido uma variável denominada eficiência biológica
composta (Compound Biological Effectiveness - CBE) cujo
valor é igual ao produto do RBE pela distribuição de boro
no tecido. O RBE também não é um parâmetro fixo,
podendo variar dependendo do espectro do feixe, do tipo de
tecido, nível de dose, taxa de dose e fracionamento.
Portanto, para cada feixe utilizado em BNCT deve se
determinar corretamente os valores de RBE e CBE
característicos das componentes do feixe.
Os valores de RBE (Relative Biological Effectiveness) e
CBE (Compound Biological Efectiveness) adotados neste
estudo foram reproduzidos do Brookhaven National
Laboratory (BNL), são eles: fótons – 1,0; nêutrons rápidos
e epitérmicos – 3,2; prótons do nitrogênio – 3,2; boro no
tecido sadio – 1,3; boro no tumor – 3,8. Este fato se
justifica pela padronização e por fins comparativos com
estudos que se basearam nesses parâmetros.
A concentração de 10B assumida para o sangue e
consequentemente para o cérebro é de 10µg/g e a
concentração no tumor é de 35µg/g. Na verdade a razão
boro tumor/boro cérebro chega a ser de até 4/1, mas foi
assumido o valor 3,5/1 por ser mais conservativo.
As componentes de dose em BNCT são quatro: nêutrons
rápidos; fótons oriundos do irradiador e fótons criados no
próprio paciente via a reação 1H(n,g)2H; prótons do
nitrogênio gerados no paciente por meio da reação
14
N(n,p)14C; Boro presente no tecido. Existem várias outras
reações que não estão sendo consideradas, pois a
contribuição relativa para a dose total dessas componentes é
desprezível. Um exemplo são os fótons gerados na reação n
+ 10B → α + 7Li + gama (470 KeV), que contribuem com
menos de 0,2% para a dose total [12].
A Fig. 5 mostra o fluxo ao longo do eixo central do
fantoma retangular. O eixo das ordenadas apresenta o fluxo
Index
2,0E+09
Térmicos
Epitérmicos
Rápidos
Total-Nêutrons
Total - Fótons
Fluxo (n/cm 2 - s)
1,5E+09
1,0E+09
5,0E+08
0,0E+00
0
2
4
6
8
10
12
14
Profundidade (cm)
Figura 5. Fluxo de Partículas ao Longo do Eixo Central do
Fantoma.
A Fig. 6 apresenta as componentes de dose no tecido e a
dose total. Deste, pode-se concluir que:
• “Advantage Depth” – AD representa a
penetrabilidade do feixe neutrônico, definida como a
profundidade no fantoma onde a taxa de dose no tumor
se iguala à taxa de dose máxima no tecido sadio. Esta
profundidade representa um limite tal que qualquer
massa tumoral irradiada além desse limite receberá
uma dose menor do que a dose máxima no tecido
sadio.
• “Advantage Ratio” – AR: representa a razão de
dose no tumor relativa a dose no tecido sadio, definida
como a razão entre as áreas sob as curvas de taxa de
dose para o tumor e para o tecido sadio ao longo do
eixo central do fantoma desde a superfície até o AD.
• “Advantage Depht Dose Rate” – ADDR representa
a taxa de dose no tumor no AD. O ADDR limita o
tempo máximo de tratamento, isto é: o tempo de
tratamento deve ser igual a dose máxima tolerada pelo
tecido sadio dividido por ADDR.
Para o irradiador proposto, os seguintes parâmetros
foram obtidos: AD = 6,0cm; AR = 2,2; ADDR = 91
cGy/min e tempo máximo de tratamento igual a 14
minutos, onde foi assumido a dose máxima tolerada pelo
tecido sadio em 12,5 Gy.
A contaminação do feixe pode ser avaliada, a título
comparativo, por alguns parâmetros tirados da literatura
[13]:
• Dnrap/φepit < 5 x10-13 Gy/cm2-nepi.
• Dfótons/φepit < 3 x10-13 Gy/cm2-nepi.
• Fluência térmica > 1013 n/cm2.
Os resultados obtidos do irradiador proposto foram:
Dnrap/φepit=1,04 x10-11 Gy/cm2-nepi; Dfótons/φepit=6,53 x10-12
Gy/cm2-nepi e Fluência térmica = 1,05x1012 n/cm2 . No
caso da contaminação com nêutrons rápidos o valor
encontrado é cerca de 35 vezes maior do que o máximo
recomendado. Para a contaminação com fótons o resultado
é cerca de 13 vezes maior. Porém, pode-se afirmar que os
resultados obtidos são aceitáveis. Por exemplo, existem
autores [14] que assumem os seguintes limites:
Dnrap/φepit<1,0 x10-10 Gy/cm2-nepi; Dfótons/φepit<2,0 x10-11
Gy/cm2-nepi. Segundo essa definição os resultados do
irradiador estariam 10 vezes e 3 vezes abaixo do máximo.
Pode-se concluir que os primeiros parâmetros são
estipulados para um feixe altamente epitérmico com pouca
contaminação, ou seja, um caso ideal. No caso da fluência
térmica, foi obtido um valor 10 vezes menor do que o
mínimo estipulado. Novamente este fato se deve à
contaminação do feixe com nêutrons rápidos que aumenta o
valor do ADDR e consequentemente diminui o tempo de
irradiação do paciente. Com o tempo de tratamento
reduzido a fluência térmica também se reduz. Ou seja, é
recomendado diminuir a contaminação para que o ADDR
também diminua fazendo com que o tempo de irradiação
aumente até que se alcance a dose máxima tolerada pelo
tecido sadio aumentando consequentemente a dose no
tumor e a fluência térmica.
170
Nitrogênio
Nêutrons Rápidos
Fótons
Boro Tecido Sadio
Boro Tumor
Total Tecido Sadio
Total Tumor
160
150
Taxa de Dose (cGy-RBE/min)
em termos de valores absolutos diferentemente do que
ocorreu nas figuras anteriores que foram apresentadas com
valores relativos. Isto porque estamos considerando uma
atividade de 4,464x1010 n/s para a fonte de nêutrons o que
corresponde a 1,5 mg de califórnio (o mesmo ocorre para a
Fig. 6). O ponto máximo do fluxo térmico está na
profundidade de 2,0 cm no fantoma retangular, sendo que
esta profundidade normalmente localiza-se entre 2 e 4 cm
para os reatores de pesquisa em fantoma de cabeça. Neste
ponto, a componente de dose gerada pelo Boro também
deve ser máxima. Assim, a curva de dose para o Boro
possui a mesma forma que a curva do fluxo de nêutrons
térmicos. Também observa-se a transferência dos nêutrons
epitérmicos para a faixa térmica à medida em que estes vão
penetrando no tecido assegurando assim a aplicação
terapêutica BNCT.
140
130
120
110
100
90
80
70
60
50
40
30
20
10
0
0
1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
11
12
Profundidade (cm)
Figura 6. Componentes de Dose e Dose Total ao Longo do
Eixo Central do Fantoma.
Index
V. INTER-COMPARAÇÕES
Parâmetros do irradiador proposto são comparados com
quatro outros geradores de nêutrons para BNCT. O
primeiro deles é um acelerador de prótons com energia
igual a 1,95 MeV chamado “Near Threshold Accelerator”
denominado aqui por NTA [15]. No NTA a energia dos
prótons incidentes no alvo de 7Li está próxima do limiar da
reação 7Li(p,n)7Be. O segundo é o acelerador descrito por
Yanch, Zhou e Klinkowstein (YZSK) com protons de 2,5
MeV de energia [16]. O terceiro é o acelerador descrito por
Woollard, Blue, Gupta e Gahbauer (WBGG) também com
prótons de 2,5 MeV de energia [17]. Os parâmetros
apresentados para esses aceleradores baseiam-se numa
corrente nominal de prótons igual a 5 mA, apesar de que o
acelerador WBGG possa gerar até 10 mA de corrente. O
valor de 5 mA está um pouco acima do mínimo aceitável
para BNCT (4 mA). Porém, não é comum encontrar
aceleradores com correntes muito altas (acima de 10 mA,
por exemplo), pois quanto maior a corrente maior a
dificuldade e os aparatos tecnológicos envolvidos. O quarto
é o reator RA-6 Argentino do Centro Atômico de Bariloche
[4]. Este reator é um reator MTR do tipo piscina com
500KW de potência nominal e enriquecido com urânio a
90%. A Tabela 1 abaixo mostra os valores de AD, AR,
ADDR e tempo de irradiação para os três aceleradores, o
reator argentino e o irradiador aqui proposto.
TABELA 1. Inter-Comparação entre as Diferentes
Fontes Geradoras de Nêutrons Epitérmicos.
AD
ADDR
Tempo de
Feixe Neutrônico
AR
(cm)
(cGy/min) Tratamento
Acelerador NTA
5,9 4,8
35,5
35
Acelerador YZSK
8,5 4,1
39,5
32
Acelerador WBGG
9,2 5,0
6,5
190
Reator RA-6
7,2 3,1
33,3
38
Irradiador Proposto
6,0 2,2
91,0
14
A comparação direta dos parâmetros aqui apresentados
é possível porque a metodologia envolvida utilizou
basicamente as mesmas aproximações, isto é: a) mesmo
tipo geométrico de fantoma com a superfície de entrada do
feixe plana (e não elipsóidal ou redonda, por exemplo); b)
mesmo material do fantoma constituído de tecido
equivalente ao cérebro com as mesmas concentrações dos
elementos constituintes; c) mesmo valor para os RBE e
CBE; d) mesma concentração de boro no tumor e no tecido
sadio; e) fatores equivalentes para o Kerma de conversão de
fluxo para dose. No caso dos aceleradores, os fatores para
os nêutrons foram obtidos de Caswell et al. [18]. Para o
Boro utilizou-se os fatores dados por Zamenhof et al [12]
baseados no Q das reações e nas seções de choque do Los
Alamos Standard Library. Para os fótons foram usados os
“photon heating tallies” do código MCNP. Esses fatores são
equivalentes ou foram até mesmo diretamente derivados
das seções de choque dadas pelo ENDF/B-V. Zamenhof et
al [10] demostrou que a diferença na dose total entre esses
fatores e os utilizados neste estudo, que são baseados nas
seções de choque ENDF/B-VI, não é maior do que 2%.
Os aceleradores de partículas são dispositivos que
geram um feixe neutrônico com menor contaminação de
nêutrons rápidos e melhor directividade; consequentemente
são capazes de gerar melhores valores para AD e AR em
comparação aos reatores nucleares. Pode-se observar que o
irradiador proposto possui AD e AR próximos aos outros
dispositivos; entretanto, otimização geométrica e filtragem
devem ser feitas para melhorar o AD. A diminuição da
contaminação de nêutrons rápidos implicará no aumento do
AR e a diminuição do ADDR.
VI. CONCLUSÃO
A Tabela 2 resume as características desejáveis de um
feixe epitérmico para aplicação em BNCT e os resultados
alcançados pelo irradiador proposto.
TABELA 2. Resultados Obtidos e Resultados
Desejados do Irradiador Proposto
Características
Irradiador Desejável
Fluxo epitérmico (n/cm2 - s)
1x109
> 1.109
Advantage Depth (cm)
6,0
> 5,0
Tempo de tratamento (min)
14
< 60
1,04 .10-11
< 3 10-13
Dnrap/φepit (Gy cm2/ nepi)
6,53.10-12
< 5 10-13
Dfótons/φepit (Gy cm2/ nepi)
2
12
Fluência térmica (n/cm )
1,05.10
> 1013
Este estudo mostra a possibilidade de se empregar um
dispositivo alternativo de nêutrons epitérmicos para BNCT
com as vantagens de baixo custo, dimensões reduzidas,
maior simplicidade de operação e possibilidade de
tratamento em vários campos sem o reposicionamento do
paciente. O irradiador proposto gera um feixe com
características comparáveis aos reatores e aos aceleradores
de partículas.
Estudos futuros terão como objetivos: a redução da
contaminação do feixe devido aos nêutrons rápidos, o
detalhamento do combustível físsil e estudos com UO2 tipocaramelo, além da otimização do colimador. A avaliação da
dose em um fantoma de cabeça e obtenção das isodoses e
dos Histogramas de Dose Volume (HDV) estão em
progresso.
AGRADECIMENTOS
Este trabalho foi financiado pelo CNPQ e CAPES.
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ABSTRACT
Boron Neutron Capture Therapy - BNCT is a promising
technique intended to treat malignant brain tumors where
conventional photon therapies have failed. The main kinds
of tumor which BNCT will be applied to are the
Glioblastoma Multifome GBM an the Anaplastic
Astrocytoma AAS. Neutron sources used to generate an
epithermal beam capable to treat the tumor are nuclear
reactors and particle accelerators. In a previous study we
proofed the feasibility to use a novel neutronic subcritical
devise. This devise is based on the spontaneous fission of
Californium 252 and further amplified by fissile fuel. Its
neutron beam fulfil the main properties required for a
suitable treatment, in addition with the following
advantages: low cost; small size, which enables it to be
installed in a gantry to treat multiple fields; easy operation
and maintenance and in accordance with safety levels. This
paper presents Monte Carlo simulations of the irradiator
parameters, dosimetry results in a brain cubic phantom and
intercomparisons with particle accelerators and nuclear
reactors. This comparison is based in previous defined
parameters, such as: treatment time, advantage depth (AD),
advantage ratio (AR), advantage depth dose ratio (ADDR),
dose components and dose rate. Computational calculations
were done using the Monte Carlo N-Particle Code System –
MCNP4A.