ANALISI E VALUTAZIONE DELLA DOSE RILASCIATA DALLE PARTICELLE CARICHE IN ADROTERAPIA MEDIANTE SIMULAZIONE MONTECARLO

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1 ANALISI E VALUTAZIONE DELLA DOSE RILASCIATA DALLE PARTICELLE CARICHE IN ADROTERAPIA MEDIANTE SIMULAZIONE MONTECARLO Autori: *Dott. TSRM Speciale Michelangelo,**Dott. TSRM Fricano Pietro. *Presso Centro di Radiologia, Bagheria (PA) **Presso U.O. Radioterapia oncologica Villa Santa Teresa, Bagheria (PA) INTRODUZIONE L'approfondimento delle conoscenze della proprietà radiobiologiche degli adroni carichi al variare delle loro caratteristiche fisiche nei tessuti irradiati, è essenziale per valutare l entità degli effetti biologici e quindi per predire e/o valutare i potenziali vantaggi di una nuova frontiera della radioterapia: l Adroterapia. L adroterapia utilizza protoni e nuclei atomici (chiamati ioni) soggetti alla forza detta nucleare forte e per questo motivo chiamati adroni (dal greco adrós, forte), da cui appunto deriva il termine adroterapia. Gli adroni sono delle particelle direttamente ionizzanti, sono classificate come cariche pesanti poichè, interagendo con gli atomi e le molecole del mezzo tramite forze di natura elettrica, cedono la propria energia causando la ionizzazione o l eccitazione degli atomi che incontrano lungo il loro percorso e da una serie di deflessioni dalla direzione iniziale. Parte dell energia ceduta in seguito ad un processo di ionizzazione viene trasferita come energia cinetica dell elettrone liberato: se questa energia è tale da poter produrre a sua volta ionizzazione, si parla di elettroni secondari. Gli effetti sulla materia sono fondamentalmente il risultato di vari processi: collisione inelastica, scattering (diffusione) elastico con i nuclei, radiazione di frenamento (bremsstrahlung), effetto Cerenkov. In base alla massa e all energia della particella incidente alcuni di questi effetti predominano su altri. Le collisioni che subiscono le particelle nell attraversare la materia sono di natura statistica ma, poiché il loro numero per unità di percorso è molto elevato, le fluttuazioni dell energia ceduta sono molto piccole ed ha dunque senso parlare di energia media persa per unità di percorso: questa quantità s indica col nome di potere frenante o stopping power. Dall analisi dell andamento dello stopping power ad alte energie, si evince che esso cresce all aumentare dell energia cinetica. Ciò implica che le particelle perdono gran parte dell energia alla fine del loro percorso: si spiega così la caratteristica curva di Bragg; che si ottiene inserendo in grafico lo stopping power de/dx in funzione dello spessore attraversato. Il numero di coppie create per centimetro dalla ionizzazione (definito 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. Quest apice è appunto denominato picco di Bragg: nella prima parte del percorso della particella, l energia rilasciata è più bassa e pressoché costante (infatti, il tutto è denominato plateau), mentre nell ultimo tratto del percorso notiamo il picco che indica la crescita repentina di rilascio di energia con il successivo crollo che indica che la particella si è fermata nel mezzo. Le particelle cariche pesanti sono frenate completamente a una fissata distanza, dipendente dalla loro energia iniziale, che prende il nome di range. Questa peculiarità ha suggerito l uso di tali radiazioni in campo medico, portando allo sviluppo di un importante tecnica per la cura di tumori, chiamata appunto adroterapia. Il primo scienziato che suggerì che i protoni potevano essere utilizzati nel trattamento di tumori nella radioterapia fu R. R. Wilson in un documento nel 1946 mentre era impegnato nella progettazione dell Harvard Cyclotron Laboratory (HCL). Gli acceleratori utilizzati per produrre i fasci collimati di protoni sono sincrotroni; i fasci prodotti da queste macchine hanno proprietà diverse. Per i protoni si possono usare sia ciclotroni di 4-5 metri di diametro sia sincrotroni di 7-8 metri di diametro. Come si è detto, l energia degli ioni carbonio che arrivano ad almeno 25 centimetri di profondità è circa 24 volte maggiore di quella dei protoni e sono necessari campi magnetici tre volte più grandi per curvarli. Aumentare il diametro dei ciclotroni oltre i 5 metri è difficile e la soluzione preferita sinora, ma complessa, è quella di usare per gli ioni carbonio sincrotroni con diametri di metri. Poiché un sincrotrone che accelera ioni può anche acceleratore protoni, si parla spesso di acceleratori duali. Il sincrotrone presenta una lunghezza complessiva di 80 metri con un diametro di 25; in due zone interne alla circonferenza nascono i fasci di particelle in dispositivi detti sorgenti. Nelle sorgenti si trova plasma formato dagli atomi dei gas, che hanno perso gli elettroni. Con campi magnetici e radiofrequenze, tali atomi vengono estratti e si selezionano i protoni e gli ioni di carbonio. Nascono allora i pacchetti di fasci composti, ognuno, da miliardi di particelle. Questi pacchetti sono preaccelerati e inviati nel sincrotrone dove, inizialmente, viaggiano a circa chilometri al secondo. Successivamente sono accelerati fino a energie cinetiche di 250MeV per i protoni e 4800 MeV per gli ioni carbonio. Il fascio di particelle nel sincrotrone viene accelerato e percorre circa chilometri in mezzo secondo per arrivare all energia voluta. Un magnete di 150 tonnellate serve a curvare di 90 gradi il fascio di particelle e dirigere i fasci alle sale di trattamento. Il fascio che colpisce le cellule del tumore è un pennello che si muove in modo simile a R A D I O TE R AP I A 15

2 quello degli elettroni in un televisore e agisce con una precisione di 200 micrometri (due decimi di millimetro). Questa precisione è resa effettiva grazie ad una sorveglianza continua del paziente per seguire eventuali movimenti del corpo e tramite due magneti di scansione che, sulla base delle indicazioni del sistema di monitoraggio dei fasci, muovono il pennello lungo la sagoma del tumore. Gli effetti biologici da considerare non si limitano alla sterilizzazione del tumore (collegata alla morte delle cellule tumorali), ma comprendono anche gli effetti sui tessuti sani irradiati. La ricerca in questo settore mira sostanzialmente a migliorare i piani di trattamento così da passare dalle superfici "isodose" alle superfici "isoeffetto" e a contribuire allo sviluppo di test predittivi della risposta al trattamento radioterapeutico. Il comportamento di protoni e ioni carbonio sul tessuto biologico è comunque diverso in quanto sono due tipologie di particelle adroniche che presentano una differente efficacia biologica relativa. Gli ioni carbonio, dal punto di vista radiobiologico, si comportano diversamente dai protoni. Infatti, in ogni nucleo cellulare traversato uno ione carbonio rilascia un energia 24 volte superiore di quella rilasciata da un protone di uguale percorso poiché le distribuzioni energetiche lungo i percorsi sono simili e le energie iniziali stanno nel rapporto 4800/200. Questa grande differenza è la causa di processi biologici cellulari diversi. Le ionizzazioni delle molecole della cellula prodotte da protoni causano per lo più rotture singole della doppia elica del DNA, mentre nel caso di ioni carbonio sono prodotte rotture doppie vicine a entrambe le eliche (Double Strand Breaks) e danni localizzati ( clustered damages ). Gli ioni carbonio hanno quindi una maggiore efficacia radiobiologica per questo essi sono in grado di controllare anche le cellule di quel 10% dei tumori che sono radio resistenti sia ai protoni sia ai raggi X. In questo lavoro, ci proponiamo attraverso delle simulazioni Monte Carlo di analizzare in maniera computazionale la descrizione delle modalità di cessione di energia da parte di protoni e di ioni carichi al variare dell energia, del LET e del materiale bersaglio. energia compresa tra 10 ev - 2 GeV / amu) nella materia. L analisi descrive il processo di meccanica quantistica delle collisioni ione-atomo (facendo sempre riferimento all atomo che si muove uno "ione", e tutti gli atomi di destinazione come "atomo bersaglio"). * Il programma è stato sviluppato da JF Ziegler, JP Biersack e MD Ziegler ed è disponibile sul sito Lo ione ha anche interazioni a lungo range con gli atomi bersaglio creando all'interno del target eccitazioni di elettroni. Il calcolo è stato configurato inoltre per una descrizione della struttura collettiva elettronica del bersaglio e della struttura del legame interatomico. Fra le applicazioni di cui è dotato SRIM, è incluso l algoritmo TRIM (Transport and Range of Ions in Matter). Si tratta di una simulazione Monte Carlo che segue lo ione nel bersaglio, facendo calcoli dettagliati di energia trasferita in ogni collisione atomo-bersaglio. Quest applicazione permette di fare un confronto tra le distribuzioni dell'energia rilasciata dai fasci adronici e valutare il diverso comportamento degli ioni durante l interazione con target di diverso spessore e densità; ma soprattutto programmare la pianificazione di un piano di trattamento che consenta di rilasciare il massimo della dose su un punto preciso del volume bersaglio, risparmiando gli strati superficiali e quindi sfruttando a pieno tutte le potenzialità possedute dall adroterapia. MATERIALI E METODI La finalità dell esecuzione della simulazione Monte Carlo nasce dall esigenza di valutare il comportamento del fascio protonico (in vari livelli di energia) durante l interazione con vari tipi di tessuto, al fine di osservare le caratteristiche energetiche e la dose rilasciata dai protoni e dagli ioni carbonio nei trattamenti adroterapici. La simulazione è stata condotta utilizzando il software di analisi dati SRIM * (Stopping and Range of Ions in Matter) specifico per lo studio delle interazioni ionemateria. SRIM comprende un gruppo di programmi che calcolano l'arresto e il range degli ioni (con ANALISI E RISULTATI Valutazione della dose rilasciata dai protoni con energia iniziale pari a 62 MeV e da ioni carbonio con energia iniziale pari a 4800 MeV su diversi tessuti monostrato La prima simulazione Monte Carlo effettuata ha consentito di analizzare l energia rilasciata da protoni e ioni carbonio, in cinque tipologie di tessuto: ü tessuto muscolare. ü tessuto osseo. ü tessuto adiposo. 16

3 ü pancreas. ü milza. Per tutte queste simulazioni è stato scelto uno spessore del tessuto pari 3,5 cm per i protoni e 400 mm per ioni carbonio; ogni tessuto ha una densità diversa rispetto agli altri. Il campionamento è stato eseguito su un numero di ioni per ciascuna simulazione. Tabella B (Ioni carbonio da 400 Mev) Tessuto Densità (g/cm3) Range Longitudinale raggiunto sul Target(mm) Tessuto Osseo 1, Tessuto Muscolare 1, Tessuto Adiposo 0, Pancreas 1, Milza 1, Nel grafico superiore relativo alla milza, è facilmente distinguibile la principale caratteristica di questi ioni, cioè la cosiddetta curva di Bragg. La curva descrive la cessione di energia dei protoni durante le interazioni con la materia. Tabella A Il prospe)o mostra come varia il range, rela3vo ai protoni con energia pari a 62 MeV, rispe)o alle differen3 3pologie di tessuto con densità diverse. Tessuto Densità (g/cm3) Range Longitudinale raggiunto sul Target (mm.) Tessuto Osseo 1,85 18,8 Tessuto L andamento generale della curva di Bragg è analogo per tutti i tessuti ed è caratterizzato da un plateau iniziale e da una perdita consistente di energia al raggiungimento del picco. E' evidente dal confronto tra questi grafici la diversa profondità di ionizzazione raggiunta dalle particelle nei vari tessuti. Considerando che l energia iniziale del fascio è la stessa per tutte le simulazioni eseguite, gioca un ruolo decisivo, la diversa densità dei vari campioni nonché la diversa composizione dei tessuti. Come si può anche notare nel dettaglio nella tabella B, piccole differenze di densità producono una disuguaglianza del valore longitudinale del range dei protoni non trascurabile. Le simulazioni effettuate con protoni dotati di 62 MeV di energia consentono di verificare che per tali valori di energia è possibile eseguire trattamenti adroterapici esclusivamente su tessuti superficiali non superiori ai 4 cm di spessore. Gli ioni carbonio invece, presentano un energia nettamente superiore ai protoni e producono una ionizzazione massima a una profondità superiore ai 25 cm (tranne che nel tessuto osseo). Muscolare 1,04 31,4 Tessuto Adiposo 0,92 34,1 Pancreas 1,05 30,8 Milza 1,09 29,9 17

4 r MeV Il vantaggio che può scaturire dall utilizzo di questi ioni è correlato dal valore dell efficacia biologica relativa (RBE) che è pari a 3. In pratica, l energia rilasciata è almeno un ordine di grandezza superiore a quella dei protoni e produce una rottura irreparabile della doppia catena del DNA che consente di trattare quel 10% di tumori radio resistenti ai protoni e ai raggi X. I limiti sono rappresentati appunto dall energia con cui interagiscono con la materia: mentre per i protoni occorrono sincrotroni di 6-7 metri di diametro, per gli ioni carbonio occorrono sincrotroni da 20 metri di diametro, poiché per curvarli, richiedono un campo magnetico 3 volte superiore. Le risorse e i costi di gestione essenziali sono di conseguenza nettamente superiori. Valutazione della dose rilasciata da protoni e ioni carbonio con energia iniziale variabile su un target con spessore fisso di acqua. La procedura successiva di simulazione è basata sulla valutazione della variazione del range rispetto alle differenti energie con cui i protoni e gli ioni carbonio raggiungono un target standard rappresentato da uno strato di H20 che presenta densità uguale a 1 g/cm 3 e spessore 3,5 cm nel caso dei protoni e 40 cm nel caso degli ioni carbonio. 40 MeV Come si può notare dai grafici in alto, il range dei protoni all interno del target varia al variare dell energia. Aumentando il valore dell energia, il picco di Bragg si sposta in maniera concorde verso destra, corrispondente a una maggiore profondità raggiunta all interno del materiale acquoso. Nella tabella C sono indicati tutti i valori del range longitudinale percorso dai protoni prima di arrestarsi sul target cedendo tutta l energia. Possiamo notare che, con il valore minimo di energia corrispondente a 15 Mev, il tragitto sul bersaglio è molto piccolo (2,49 mm) e quindi non è consigliabile un utilizzo diagnostico dei protoni con energie così basse; mentre con un energia dei protoni pari a 62 MeV, il picco di Bragg avviene a una profondità di 32,3 mm. Questo è il motivo per cui fasci da 62 MeV sono utilizzati per trattamenti oculari. Mentre è possibile utilizzare protoni ad alta energia per la cura di patologie tumorali non superficiali, come avviene nel caso dei trattamenti delle neoplasie della base cranica. 18

5 Tabella C Energia del fascio protonico Densità H 2O (g/ cm 3 ) Range Longitudinale raggiunto sul Target (mm) 15 MeV 1 2,49 31 MeV 1 9,23 40 Mev MeV 1 32,3 Tabella D Energia ioni Carbonio Range Longitudinale (MeV) raggiunto sul Target (mm) 1200 Mev 25, Mev 87, Mev Mev 346 La varietà di opzioni offerte dal programma di Analisi TRIM, ha permesso di confrontare, il comportamento dei protoni rispetto a un altra tipologia di particelle cariche: gli ioni carbonio. Per poter ottenere un risultato comparabile è stato necessario l utilizzo di un identico target di acqua dallo spessore di 40 cm. Poiché, entrambe le particelle adroniche, presentano la stessa tipologia di curva relativa alla ionizzazione del bersaglio, è stato possibile osservare che anche ad energie nettamente superiori, il range degli ioni carbonio all interno del target varia al variare del valore dell energia. Valutazione della dose rilasciata dai protoni con energia iniziale pari a 62 MeV, sul tessuto oculare, mediante l interposizione di diversi spessori di Al2 O3. L obiettivo di questa simulazione Monte Carlo, relativa all ottimizzazione del trattamento oculare, nasce dall osservazione sperimentale sui protoni che variando l energia durante l irradiazione in modo ben controllato è possibile sovrapporre molti picchi di Bragg stretti e ottenere un picco di Bragg allargato (Spread-Out Bragg Peak, SOBP). Questo risultato può essere ottenuto interponendo nel percorso del fascio, un materiale assorbitore di spessore variabile (come mostrato in figura 1) che permetta quindi di ottenere un plateau di dose uniforme sul picco che copra precisamente il target risparmiando i tessuti sani. Figura 1 Ruota con spessore variabile che permette la modulazione dell energia del fascio di protoni per la creazione del SOBP. L analisi effettuata presso il Dipartimento di Fisica, sfruttando il concetto di SOBP è stata quindi condotta attraverso l irraggiamento con protoni di energia 62 MeV che colpiscono i vari strati che costituiscono la struttura oculare come mostrato nella tabella E. Strato Ossido di Densità (g/ cm3) Tabella E Spessore (mm) composizione chimica 3,97 variabile Al 2O 3 alluminio Cornea 1,19 2 composizione mista di C;H;N;O Sclera 1 2 H 20 Humor Acqueo 0,9 1 H 2O + C 6H 12O 6 Pupilla 1 1 C 2H 6O + H 2O Cristallino 1 4 C 2H 6O + H 2O Humor Vitreous 1 25 H 2O Come è verificabile nei grafici e nella tabella F in basso, introducendo uno strato di ossido di alluminio sempre più spesso, è possibile selezionare quale livello della struttura oculare poter irradiare. È stato quindi riscontrato che aumentando il valore della larghezza del materiale assorbitore, si riduce il percorso effettuato dai protoni all interno del target. Questo sistema di filtraggio provoca fenomeni di scattering e di perdita di energia incidendo sul valore del range. 19

6 Spessore Ossido Tabella F Range Longitudinale d'alluminio (mm) raggiunto sul Target (mm) 0 mm 32,1 1 mm 29,9 2 mm 27,7 3,5 mm 24,4 5 mm 21,1 6,5 mm 17,7 7,5 mm 15,6 profondità relativa alla larghezza di ossido di alluminio interposto inizialmente. In conclusione, l utilizzo di piccole differenze di spessore ha permesso di andare a valutare, in ultima analisi, il comportamento complessivo dei fasci protonici, relativo a un rilascio di dose uniforme sul target. Effettuando una sovrapposizione dei grafici di ionizzazione prodotti, è stato possibile ricostruire lo Spread-Out Bragg Peak come mostrato nell istogramma sottostante. L interposizione di uno spessore di 1 mm di Al2O3, produce una riduzione del range di 2,2 mm all interno della struttura dell occhio. 1 mm Al2 O3 5 mm Al2 O3 La dose rilasciata al tessuto oculare a ogni trattamento è di 15 Gy, per un totale di 60 Gy complessivi erogati nell arco delle quattro sedute previste. L inserimento di un materiale ad alta densità rispetto al distretto anatomico da trattare, produce inevitabilmente una variazione della curva di Bragg. Come conseguenza avremo un elevato rilascio di energia iniziale in corrispondenza del composto assorbitore e successivamente la liberazione totale della rimanente energia direttamente sul target, a una La modulazione è ottenuta tramite oggetti assorbitori, di solito in PMMA, di spessore diverso e rotanti, che vengono disposti sul fascio in modo tale che l effetto complessivo sia sommare i vari picchi di Bragg puri ad essi corrispondenti. Tale somma si traduce appunto in un unico picco allargato, il cosiddetto SOBP. Poiché tra i vari spessori vi è una netta differenza millimetrica, il SOBP millimetrico ottenuto (rappresentato nel grafico con una linea rosa) non presenta una continuità sul target. Interponendo, invece, tanti picchi di Bragg che si riferiscono a diversi fasci con differenze sub millimetriche di spessore dell elica modulatrice, otteniamo il SOBP definitivo (indicato nel grafico con la linea verde) che permette di ottenere un plateau di dose contornato e uniforme sul picco. 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. Per quei tumori che si estendono anche in regioni relativamente ampie, la probabilità che il trattamento, eseguito senza i modulatori, abbia esito positivo risulta sicuramente molto bassa. L uso del modulatore lungo la linea di trattamento invece comporta la 20

7 possibilità di irradiare in modo uniforme ed omogeneo anche tali tumori, aumentando notevolmente le possibilità di controllo degli stessi. il dato rilevante osservato con l uso degli adroni è la drastica riduzione della dose integrale, ovvero la quantità totale di energia depositata nell organismo durante l irradiazione, responsabile dell aumento del rischio di secondo tumore (effetto carcinogenetico). Il risparmio di radiazioni somministrate che si riesce ad ottenere con i protoni è importantissimo nei bambini i cui tessuti, ancora immaturi, sono decisamente più sensibili agli effetti dannosi delle radiazioni. I tumori della regione testa-collo sono oggetto di rilevante interesse. Il potenziale beneficio dell adroterapia nel trattamento di questi tumori deriva dalla loro sede d insorgenza. Se insorgono, come spesso accade, nella base del cranio o in prossimità di essa, le strutture sane sono rappresentate da organi vitali come il midollo spinale e il tronco cerebrale e, non meno importanti, i lobi temporali dell encefalo, le vie uditive, le vie ottiche, l ipofisi. La localizzazione vicina ad organi così importanti rende impossibile la somministrazione di dosi elevate tali da eradicare la malattia. Studi pre-clinici e clinici suggeriscono un potenziale vantaggio per quei tumori caratterizzati da bassa radiosensibilità e da localizzazione critica se trattati con adroterapia. Carcinomi dei seni paranasali, carcinoma adenoideo cistico, alcuni selezionati tumori del rinofaringe, sarcomi dell osso e dei tessuti molli sono oggetto di studio. CONCLUSIONI Lo sviluppo di tecniche sempre più innovative e precise ha permesso di misurare le dosi rilasciate da protoni e ioni carbonio, che sono le particelle utilizzate in adroterapia. Nelle prime due simulazioni, dove l energia iniziale del fascio di protoni e di ioni carbonio è stata fissata e non modificata, è stato dimostrato che un fattore determinante nella definizione del percorso all interno del target è rappresentato dalla diversa densità dei vari campioni. Più è alto il valore densimetrico del tessuto, minore sarà la profondità raggiunta. Quest affermazione è stata confermata dalla seconda tipologia di simulazioni Monte Carlo eseguite. L impiego di un identico target di acqua ha permesso di confrontare il comportamento dei protoni rispetto agli ioni carbonio. È stato possibile osservare che il range di entrambe le particelle adroniche all interno del target varia al variare dell energia. Poiché entrambe le particelle adroniche presentano la stessa tipologia di curva relativa alla ionizzazione del bersaglio, aumentando il valore dell energia, il picco di Bragg si sposta in maniera concorde verso destra, corrispondente a una maggiore profondità raggiunta all interno del materiale acquoso. In ultima analisi, attraverso la rielaborazione dei dati ottenuti tramite SRIM relativi alle simulazioni effettuate interponendo nel percorso degli adroni un materiale assorbitore di spessore variabile, è stato possibile eseguire la sovrapposizione dei diversi picchi di Bragg acquisiti e quindi ottenere lo Spread-Out Bragg Peak. Il SOBP è un plateau di dose uniforme sul picco, che consente una conformazione più estesa ma contornata del fascio sulla zona neoplastica risparmiando i tessuti sani. L utilizzo del programma d analisi SRIM con le relative simulazioni Monte Carlo, ha consentito di rilevare che per gli adroni la RBE (Efficacia Biologica Relativa) aumenta improvvisamente nelle zone di picco, danneggiando esclusivamente le cellule tumorali e risparmiando i tessuti sani. Nuovi studi scientifici indicano oggi risultati sempre più consistenti per alcuni tumori già da tempo trattati con protoni e ioni carbonio. Il cordoma e il condrosarcoma sono stati tradizionalmente considerati un indicazione per la terapia con protoni. La caratteristica sede d insorgenza in distretti anatomici come la base del cranio e la colonna vertebrale, difficilmente trattabili con chirurgia o con radioterapia convenzionale, la tendenza alla crescita locale piuttosto che alla metastatizzazione a distanza forniscono il razionale scientifico per ritenere che un aumento del controllo locale possa tradursi in un aumento della sopravvivenza e quindi giustificano l impiego di tecniche raffinate di radioterapia. Il razionale dell impiego dell adroterapia nel trattamento dei meningiomi atipici, dei meningiomi maligni e recidivanti va principalmente ricercato nella sua elevata selettività spaziale. La frequente sede d insorgenza del meningioma a livello della base del cranio, in stretta adiacenza a strutture come le vie ottiche e il tronco encefalico (organo di vitale importanza) rende impraticabile, nella maggior parte dei casi, una chirurgia risolutiva. La presenza dell eventuale residuo tumorale dopo chirurgia giustifica ampiamente l uso di tale tecnica. La radioterapia con protoni per la cura del melanoma uveale rappresenta ormai un alternativa consolidata ai trattamenti chirurgici demolitivi, che prevedono l enucleazione dell occhio. Introdotta a partire dal 1975, la protonterapia ha guadagnato un largo consenso nella comunità scientifica poiché è stato dimostrato che i risultati della sopravvivenza libera da malattia e della sopravvivenza globale ottenuta con l utilizzo dei protoni, sono sovrapponibili a quelli ottenuti con l enucleazione. Il controllo locale con preservazione d organo è il più importante obiettivo del trattamento con protoni. I sarcomi del tessuto osseo a insorgenza in sedi difficili quali la colonna vertebrale, la pelvi e le ossa del cranio, dove la presenza rispettivamente del midollo spinale, dei visceri interni e dell encefalo, giustifica ampiamente l utilizzo della nuova tecnica. Non meno importante la nota radio resistenza di questo tipo di tumori che li rende adatti a un trattamento con ioni carbonio. Gli ioni carbonio appaiono allo stesso modo lo strumento ideale per il trattamento dei sarcomi dei tessuti molli retro peritoneali non operabili o operati non 21

8 radicalmente o recidivati. I tumori delle ghiandole salivari sono noti come radio resistenti e il loro trattamento d elezione è rappresentato dalla chirurgia, associata generalmente alla radioterapia in caso di resezione incompleta, o nei tumori in stadio avanzato o di alto grado. Sebbene tale approccio terapeutico abbia migliorato i risultati in termini di controllo locale rispetto alla sola chirurgia, i risultati ottenuti con le radiazioni ionizzanti sono ancora insufficienti. Gli ioni carbonio, grazie alla loro proprietà radiobiologica intrinseca che permette di abbattere la radio resistenza del tumore senza dare rilevanti effetti collaterali, hanno dato risultati incoraggianti. Nel caso dei sarcomi della testa e del collo l impiego dell adroterapia appare giustificato per quelle situazioni anatomiche in cui tecniche basate sull uso dei fotoni non siano in grado di ottenere distribuzioni di dose adeguate. Anche in tale sede l uso degli ioni carbonio va riservato ai casi con presenza di malattia evidente. La radioterapia con protoni ha suscitato grande interesse per il suo possibile utilizzo nella terapia pediatrica. Negli ultimi decenni, grazie al miglioramento dell efficacia dei nuovi protocolli terapeutici, si è osservato un notevole aumento dei tassi di sopravvivenza che, allo stesso tempo, hanno permesso di valutare l entità degli effetti collaterali tardivi relativi al trattamento radioterapico. Sono ormai noti i deficit neurosensoriali ed endocrini, ritardo della crescita, malformazioni estetiche e altri effetti collaterali che si manifestano in maniera in parte tardiva dal termine delle terapie. Numerosi studi dosimetrici pre-clinici hanno rilevato un risparmio apprezzabile dei tessuti sani dai piani di trattamento di radioterapia effettuati con protoni in confronto a quelli effettuati con raggi X. Il grande lavoro di ricerca fatto nei centri attivi e crescenti in tutto il mondo ha confermato che l adroterapia può rappresentare, grazie alle sue enormi potenzialità, un ottima arma nella lotta contro il cancro negli anni futuri. Bibliografia Scannicchio D. Fisica Biomedica. Edises, 2008; 21: Ciani GF. La radioterapia con protoni e antiprotoni. Università degli studi di Bari 2009;1:21-37 Amaldi U. Applicazioni mediche delle radiazioni: dal sodalizio Fermi-Amaldi-Segrè degli anni trenta alle prospettive attuali.università Milano Bicocca e Fondazione TERA Cuttone G, Cirrone G A P, Di Franco G, La Monaca V, Lo Nigro S, Raffaele L, Romeo N, Privitera G, Salamone V, Romano F, Ott J, Pittera S. Catana Prothontherapy facility: gli stati of art of clinical and dosimetric experience.european Fisical Journal 2010 Marrale M. Appunti del corso di Fisica sanitaria. Università degli studi di Palermo Pelliccioni M. Fondamenti fisici della radioprotezione. Editrice Pitagora Bologna Indice delle Figure [FIG 1] Ciani GF. La radioterapia con protoni e antiprotoni. Università degli studi di Bari 2009; 2:34-44 Per quanto riguarda tutti i grafici effettuati con il software d analisi SRIM (sviluppato da JF Ziegler, JP Biersack e MD Ziegler ed è disponibile sul sito si ringrazia il dipartimento di Fisica Sanitaria dell università di Palermo e in particolar modo un grosso ringraziamento va al Prof. Maurizio Marrale per la gentile collaborazione. 22