Ionizující záření pro zdraví: radioterapie, nukleární medicína a rentgenová diagnostika Ing. Pavel Dvořák Fakulta jaderná a fyzikálně inženýrská ČVUT v Praze dvorak@fjfi.cvut.cz Ionizující záření doznalo širokého uplatnění ve vědě, technice a medicíně již velmi záhy poté, co ho v roce 1896 W. C. Roentgen objevil. Za ionizující záření, jak z názvu plyne, je považováno záření schopné ionizace prostředí, kterým prochází, tj. záření (elektromagnetické i korpuskulární) o energii 30 kev a více. Produktem interakce ionizujícího záření s látkou jsou tedy na jedné straně ionty a volné elektrony na straně druhé. Tyto sekundární elektrony jsou, mají-li dostatečnou kinetickou energii, dále schopny ionizovat atomy prostředí. V humánní medicíně našly využití následující druhy ionizujícího záření, lišící se způsobem interakce s lidskou tkání a samozřejmě původem, resp. způsobem produkce:
Ionizující záření Využití v medicíně Produkce Rentgenové záření (záření X) rentgenová diagnostika (~ 10 1 10 2 kev) radioterapie externími svazky brzdné a charakteristické záření vzniká interakcemi svazku elektronů v materiálu terčíku (~ 10 0 10 1 MeV) Záření γ diagnostické metody nukleární medicíny brachy(radio)terapie radioterapie externími svazky vzniká v důsledku radionuklidové přeměny atomových jader radioaktivních prvků Elektrony, resp. částice β produkce rentgenového záření terapeutické metody nukleární medicíny brachy(radio)terapie radioterapie externími svazky svazky elektronů vznikají termoemisí žhavením katody částice β - (také elektrony) jsou produktem radionuklidové přeměny β - atomových jader radioaktivních prvků Pozitrony resp. částice β + diagnostické metody nukleární medicíny (pozitronová emisní tomografie) částice β + (pozitrony) jsou produktem radionuklidové přeměny β + atomových jader radioaktivních prvků Těžké nabité částice/lehké ionty (protony, jádra helia,...) speciální radioterapie externími svazky lehké ionty jsou produkovány ionizací příslušných plynů Neutrony speciální radioterapie externími svazky neutrony jsou produkovány v jaderném reaktoru nebo vhodnou jadernou reakcí urychlených těžkých nabitých částic Rentgenová diagnostika Zeslabení svazku rentgenového záření po průchodu tkání (tkáněmi) lidského těla se využívá od samého začátku oboru k zobrazení vnitřních struktur. Princip zeslabení lze zjednodušeně popsat exponenciálním zeslabovacím zákonem: φ = φ e µx 0, kde φ je fluence (intenzita) svazku rentgenového záření po průchodu tkání o tloušťce x, φ 0 je fluence (intenzita) svazku rentgenového záření před vstupem do těla pacienta, µ je lineární součinitel zeslabení, konstanta závisející na atomovém složení tkáně a energii rentgenového záření.
Takovýto model platí exaktně pouze za idealizovaného předpokladu tzv. geometrie úzkého svazku (interakce každého fotonu znamená jeho odstranění ze svazku, tj. když foton interaguje, už se nemůže např. dalším rozptylem do svazku vrátit s menší energií a být detekován) a pro monoenergetické fotonové záření (rentgenové spektrum je spojité od nulové energie až po maximální energii elektronů, které jej generují). Základním fyzikálním principem rentgenového zobrazení je vysoká závislost µ na atomovém čísle Z prostředí (~Z 5 ) pro energie rentgenových fotonů řádově desítek kev, tj. malá změna v atomovém složení tkáně způsobí velkou změnu v zeslabení svazku rentgenového záření a tím dostatečný kontrast obrazu. Princip planárního (rovinného) rentgenového zobrazování je znázorněn na obr. 1. Elektrony jsou produkovány žhavením katody, jsou urychlovány napětím řádově desítek kev (max. cca 150 kev) a dopadají na terčíkovou katodu, kde ztrácejí svou kinetickou energii Obr. 1. Princip planárního zobrazení pomocí rentgenového záření formou brzdného záření a zároveň také dochází k produkci charakteristického záření materiálu terčíku. Efektivita produkce brzdného záření těchto relativně nízkých energií je relativně malá (řádově jednotky procent), značná část energie je ztracena formou kolizí elektronů s materiálem terčíku, což vede k velké produkci tepla. Proto se katoda konstruuje rotační. Svazek rentgenového záření pak prochází tělem pacienta, kde je zeslabován v závislosti na tloušťce příslušné vrstvy/tkáně a také v závislosti na jejím složení (kost má vyšší hodnotu µ než např. plicní tkáň, tedy zeslabuje záření více). Záznam svazku, který je v příčném řezu obecně různě zeslaben, se může provést na rentgenový film nebo moderně
na digitální plošný detektor. Takto pořízený planární snímek (rentgenogram) je vážený, tzn. intenzita (stupeň šedi) konkrétního pixelu obrázku je určena součinem µx, resp. jeho integrálem přes všechny prozářené tkáně v daném směru: φ = φ e µdx 0 Není možné rozlišit, zda příslušné zeslabení bylo způsobeno tloušťkou určité tkáně nebo složením jiné tkáně ve stejném směru. Na konvenčním rentgenogramu jsou také na sobě superponovány obrazy tkání ležící ve stejném směru, určeném bodem na rentgenogramu a zdrojem záření ohniskem rentgenky. Obr. 2. Problém CT: určení prostorové distribuce lineárních součinitelů zeslabení prostřednictvím (digitální) matice obrazu, série projekcí objektu z různých smětů a jejich tomografické rekonstrukce Podstatně kvalitnější obraz poskytuje metoda rentgenové výpočetní tomografie CT (Computed Tomography). Tomografické zobrazování umožňuje zobrazení těla pacienta po vrstvách (tomos), a tím i jeho trojrozměrné zobrazení. Zásadním rozdílem oproti planárnímu snímkování je, že obraz není přímo zaznamenáván/měřen detektorem, ale je vypočten/matematicky rekonstruován na základě série změřených projekcí zobrazovaného objektu získaných jeho prozářením z různých směrů. Základní myšlenka CT je znázorněna na obr.2: cílem tomografické rekonstrukce je určit hodnoty µ i,j, které přísluší jednotlivým pixelům obrazu. Těmto hodnotám pak lze přiřadit konkrétní stupeň šedé stupnice a obraz může být zobrazen. Intuitivní algebraická rekonstrukční technika pro paralelní svazek, pole o dvou detektorech, pro dvě ortogonální projekce a digitální obraz o 4 pixelech je znázorněna na
obr. 3. Kvalitativní výhodou CT obrazu je, že je vážený pouze hodnotou µ i,j (tloušťka dílčí vrstvy tkáně je konstantní a je rovna rozměru pixelu), tedy pouze atomovým složením tkáně. Další kvalitativní výhodou je, že zobrazení po vrstvách v principu značně omezuje negativní příspěvek záření rozptýleného v dalších vrstvách. Planární rentgenové zobrazovací metody se dělí do několika kategorií v závislosti na způsobu jejich aplikace a použitém receptoru obrazu. Prakticky u všech druhů receptorů obrazu se využívá konverze rentgenového záření na světlo, kvůli vyšší detekční účinnosti a tím vyšší kvalitě zaznamenaného obrazu. Obr. 3. Schéma rotačního uspořádání rentgenky a pole detektorů k získání rentgenových projekcí pacienta z různých směrů (vlevo). Princip algebraické rekonstrukční techniky pro jednoduchý případ 2 projekcí, 2 paralelních svazků (detektorů) a matice (digitálního) obrazu o rozměru 2x2 pixely. Nukleární medicína Princip diagnostických metod (omezíme se pouze na zobrazovací metody) nukleární medicíny je v aplikaci subfarmakologického (stopového) množství určité látky do těla pacienta (nejčastěji intravenózně, inhalací, ingescí), které se specificky chová vůči vyšetřované tkáni či orgánu. Na tuto látku se naváže specifický radionuklid produkující záření γ (nebo pozitrony), který umožní detekcí záření vně těla pacienta zobrazit prostorovou i časovou distribuci tohoto radiofarmaka v těle pacienta. Známe-li chování radiofarmaka u zdravého člověka, můžeme z anomálií usoudit na případné patologie. Velmi často se nukleární medicíny využívá při diagnostice nádorových onemocnění, např. při hledání metastáz. Na radionuklidy, resp. na jejich fyzikální charakteristiky, jsou kladeny následující požadavky: cílem je, aby se záření dostalo vně pacienta, aniž by v něm interagovalo, a tím deponovalo veškerou nebo část své energie v těle. Tím by bylo ztraceno pro detekci
a diagnostický účel a přispělo by pouze k radiační zátěži pacienta a k riziku komplikací. Tento požadavek nejlépe splňuje záření γ s pokud možno vysokou energií. Na druhou stranu Obr. 4. Princip pozitronové emisní tomografie: koincidenční detekce dvou fotonů γ určující přímku v zorném poli PET skeneru, kde došlo k anihilaci, resp. rozpadu jádra, tedy kde je přítomno radiofarmakum. Tomografickou rekonstrukční metodou takto získaných projekcí se získá tomografický obraz distribuce radiofarmaka. je třeba fotony γ detekovat vně pacienta a detekční účinnost je lepší pro nižší energie. Kompromisem je oblast energií 50 600 kev. Protože jakékoli vyšetření na bázi ionizujícího záření je spojeno s radiační zátěží pacienta a určitým rizikem, je žádoucí, aby radionuklid byl v těle pacienta přítomen pouze po dobu vyšetření a pak se co nejrychleji rozpadl. Z tohoto důvodu se používají radionuklidy s krátkým poločasem přeměny (řádově desítky minut až hodiny). Nejčastěji používaným radionuklidem v nukleární medicíně je 99m Tc, produkující čisté záření γ o energii 140 kev a s poločasem přeměny 6 hod. Krátkodobé radionuklidy přirozeně nemohou být získány z jakékoli rudy na zemi, proto musejí být připravovány uměle, a to zejména v jaderném reaktoru. Prvním způsobem výroby radionuklidů v reaktoru je aktivace vhodného stabilního prvku (reaktor je silný zdroj neutronů a jadernou reakcí stabilního jádra s neutronem může vzniknout vhodné radioaktivní jádro), druhým pak separace štěpných fragmentů (produktem štěpení uranu je celá řada radionuklidů s hmotnostním číslem kolem 100 a 130). Pro pozitronovou emisní tomografii (PET) se využívá β+ radionuklidů jejichž produktem je pozitron. Pozitron po uvolnění z přeměněného jádra prodělá řadu kolizí, kterými ztratí kinetickou energii. Pak na velmi krátkou dobu utvoří útvar zvaný pozitronium s elektronem a následuje anihilace, jejímž produktem jsou dva fotony γ o energii 511 kev v opačném směru. Schéma PET je znázorněno na obr. 4.
Základním zobrazovacím detektorem v nukleární medicíně je gama kamera (obr. 5). Foton γ z těla pacienta prochází nejdříve kolimátorem. Pak interaguje ve scintilačním krystalu, který konvertuje absorbovanou energii na odpovídající množství světla. Světlo se krystalem šíří a je detekováno sérií fotonásobičů. Elektrický signál ze všech fotonásobičů se geometricky zváží a určí se místo detekce v krystalu fotonásobič nad místem detekce bude Obr. 5. Vyšetření pacienta metodou SPECT pomocí gama kamery a jí snímaných projekcí z různých směrů pro tomografickou rekonstrukci obrazu (vlevo) a schéma gama kamery (vpravo) mít přirozeně nejvyšší signál. Nakonec se místu detekce v krystalu na základě geometrie kolimátoru přiřadí směr, odkud foton γ přišel a kde je tedy přítomno dané radiofarmakum. Pomocí gama kamery se pořizují např. celotělové skeny při vyhledávání kostních metastáz, vyšetřuje se srdeční činnost apod. Pořídí-li se série planárních projekcí (obrazů) pacienta pod různým úhlem kamery, získá se metodou tomografické rekonstrukce obrazu principiálně trojrozměrné zobrazení distribuce radiofarmaka v těle. Rekonstrukční techniky jsou v zásadě podobné jako v případě již zmiňovaného rentgenového CT. V tomto případě mluvíme o jednofotonové emisní výpočetní tomografii (SPECT). Pro SPECT je výhodnější použít více (2 3) gama kamery najednou (osově symetricky uspořádané), čímž se zvýší množství detekovaných fotonů během vyšetření, a tím samozřejmě kvalita zobrazení. Metoda PET se liší od SPECT především použitým typem radionuklidu (β + ), což znamená, že z místa radionuklidové přeměny vyletují v opačném směru dva fotony γ (v opačném směru) a nikoli pouze jeden! Výhoda tkví v tom, že není nutné použít
(absorpční) kolimátor jako u metody SPECT (k přiřazení směru emise místu detekce v krystalu), ale používá se tzv. elektronická kolimace. Oba fotony pocházejí z jedné události radionuklidové přeměny, a jsou tak detekovány současně. Zaznamenají-li tedy detektory PET systému koincidenční detekci (dvě detekce v jeden okamžik), pak místo emise (a tím i sledované radiofarmakum) leží na spojnici míst těchto dvou detekčních událostí. PET systém má také uspořádány detektory ve fixní kruhové geometrii, což znamená, že podstatně méně fotonů unikne z těla jiným směrem, než je v daném okamžiku nastaven detektor jako u SPECT. Kruhová geometrie detektorů a absence kolimátoru tedy u PET vedou k tomu, že během vyšetření je detekováno více užitečných fotonů, které tak zformují kvalitnější obraz v porovnání se SPECT (efektivita absorpční kolimace u SPECT je pouze do 10%!). Radionuklidy pro PET se produkují vhodnou jadernou reakcí pomocí cyklotronem urychleného svazku nabitých částic. Nejpoužívanější radionuklid pro PET je 18 F (pro označení FluoroDeoxyGlukózy FDG) a produkuje se jadernou reakcí urychlených protonů na jádrech 18 O. V současné době již existují i velmi drahé a velmi výkonné hybridní systémy SPECT/CT resp. PET/CT. Jedná se o kombinaci tomografického zobrazení rentgenovým zářením (CT) a nukleárně medicínského tomografického zobrazení (SPECT, PET). Protože pacient je zobrazen oběma modalitami během jednoho vyšetření, ve stejné poloze na stejném stole, mohou být obě série tomografických obrazů zfúzovány. Fúzované série se obvykle Obr. 6. Hybridní SPECT/CT a zejména PET/CT systémy představují obrovský diagnostický potenciál moderní medicíny. Velmi přesně kombinují kvalitní zobrazení anatomických struktur (rentgenové CT) se zobrazením funkce, resp. biologické aktivity (SPECT/PET) vyšetřovaného objektu/oblasti.
zobrazují promítnutím barevné stupnice obrazu jedné modality (SPECT, PET) do šedé stupnice druhé modality (CT). Obrovskou výhodou daného vyšetření je, že lékař má k dispozici jak velmi kvalitní zobrazení anatomických struktur (CT), tak geometricky odpovídající zobrazení funkční. Kvalitativně jsou obrazy z nukleární medicíny mnohem chudší (v porovnání s jinými modalitami), nicméně jejich obrovský přínos je právě v tom, že zobrazují patologickou funkci orgánu, či ukazují např. na patologický metabolismus glukózy v těle, což může identifikovat zhoubný nádor. V terapeutických aplikacích nukleární medicíny se využívá selektivního vychytávání radiofarmaka specifickou tkání. Nabité částice emitované z radioaktivních jader (obvykle β - ) ionizují atomy léčené tkáně a v důsledku způsobují poškození DNA v jádrech buněk, a tím jejich zničení. Toto je zároveň obecný princip radioterapie léčby zářením. Radioterapie Dalším způsobem, jak doručit terapeutickou dávku do příslušného cílového objemu (např. nádoru), je zavedení uzavřeného (tentokrát fotonového, γ) zářiče buď přímo do cílového objemu (nádoru), nebo do jeho těsné blízkosti. Pro tento druh radioterapie na blízkou vzdálenost se používá termín brachyterapie. Nejrozšířenější radioterapeutickou metodou je ovšem radioterapie externími fotonovými či elektronovými (pro ozařování povrchů) svazky. Základním cílem jakékoli radioterapeutické metody je doručení vysoké terapeutické dávky do cílového objemu za současného minimálního ozáření okolní normální (zdravé) tkáně, protože riziko poškození zdravých buněk je podobné jako u tkáně zhoubné. Různé typy tkáně (ať zhoubné či zdravé) vykazují různou radiosenzitivitu, tedy míru pravděpodobnosti poškození po ozáření určitou dávkou záření. Radiosenzitivitu tkáně popisují tzv. křivky dávkové odezvy, znázorněné na obr. 7. V ideálním případě např. dávka 50 Gy odpovídá 95% pravděpodobnosti lokální kontroly nádoru (jeho zničení) a stejná dávka současně představuje akceptovatelné 5% riziko komplikací zdravé tkáně, která je spolu s nádorem ozařována. V praxi jsou ovšem nádory, resp. kritické orgány, kde může být radiosenzitivita méně výhodná, nebo dokonce obrácená. Proto se obecně terapeutická dávka musí koncentrovat do oblasti cílového objemu a současně musí být zdravá tkáň ozařována minimální možnou dávkou. Toho se dosahuje kombinací více radioterapeutických svazků (při radioterapii externími svazky) vstupujících do pacienta z různých směrů a protínajících se v jednom bodě izocentru.
Obr. 7. Základní principy radioterapie: radiosenzitivita nádoru a zdravé tkáně, resp. kritických orgánů, vyjádřená prostřednictvím křivek dávkové odezvy Moderním zdrojem externích fotonových svazků je klinický lineární urychlovač, kterým jsou urychlovány elektrony na energie řádově jednotek až desítek MeV viz obr. 8. Na terčíku se potom jejich kinetická energie s vysokou účinností mění ve vysokoenergetické rentgenové záření. Svazek fotonového záření je dále homogenizován pomocí vyhlazovacího filtru a kolimován do požadované velikosti a tvaru. Clony sekundárního kolimátoru umožňují vytvářet pole obecně obdélníkového tvaru. Tak malá variabilita tvaru radiačního pole je samozřejmě pro moderní radioterapii nedostatečná, neboť neposkytuje efektivní stínění zdravé tkáně v okolí cílového objemu (projekce žádného reálného nádoru není přesně obdélníkového tvaru). Z tohoto důvodu může být tvar radiačního pole dále modifikován Obr. 8. Klinický lineární urychlovač: schéma (vlevo) a fotografie (vpravo)
prostřednictvím tzv. stínících bloků, které stíní ty části obdélníkového radiačního pole, které by jinak přispěly pouze k ozáření zdravé tkáně, či dokonce kritického orgánu. Protože je ale výroba individuálních stínících bloků obecně pro každé jednotlivé pole časově a technologicky náročná, jsou moderní klinické lineární urychlovače vybaveny tzv. vícelistým kolimátorem (MLC). MLC je zařízení tvořené mnoha páry lamel z těžkého kovu, jejichž pozice je individuálně ovládaná počítačově řízeným motorkem. MLC tak umožňuje definici obecně libovolného tvaru radiačního pole s omezením, které je dáno počtem párů lamel a jejich šířkou viz obr. 9. Moderní, tzv. konformní radioterapie je charakterizována kombinací většího počtu radiačních polí, které jsou tvarově optimalizovány pomocí MLC. Technologie MLC lze ovšem využít ještě efektivněji. Protože se obvykle ozařují cílové objemy o rozměrech řádově centimetrů, intenzita (přesněji fluence) fotonových svazků je vyhlazena filtrem tak, že je po celé ploše radiačního pole konstantní a prudce klesá až na kraji pole. Všechny části cílového objemu ve stejné vzdálenosti ke zdroji a ve stejné hloubce v tkáni tak dostávají od jednoho radiačního pole stejnou dávku. Volitelná 2D distribuce fluence (fluenční mapa) představuje další stupeň volnosti v tvarování, resp. optimalizaci Obr. 9. Demonstrace vícelistého kolimátoru (MLC), používaného k tvarování a k modulaci fluence externích fotonových svazků prostorové distribuce dávky. Tato nehomogenní fluenční mapa radiačního pole je standardně realizována právě pomocí MLC. Série mnoha nepravidelných (sub)polí odzářená ze stejného směru s různou relativní vahou de facto reprezentuje právě takové nehomogenní radiační pole. Tato nejmodernější radioterapeutická technologie se nazývá radioterapie svazky s modulovanou fluencí (IMRT). Radioterapie každého individuálního pacienta se plánuje pomocí moderních výpočetních plánovacích systémů. Na obr. 10 je vidět obrazovka jednoho z nich pro plán radioterapie prostaty: horní levé pole indikuje geometrii 7 terapeutických fotonových svazků, největší pole znázorňuje prostorovou distribuci dávky promítnutou na sérii (axiálních) CT snímků pacienta, dolní dvě pole jsou sagitální a koronální rekonstrukcí téhož, pole vlevo
demonstruje geometrii aktuálního svazku (úhel ramene urychlovače a úhel rotace stolu s pacientem a nakonec bílé pole vlevo uprostřed demonstruje 2D fluenční mapu aktuálního svazku. Tmavší intenzita bixelu odpovídá vyšší relativní váze, tj. většímu množství záření z toho elementárního zdroje. Obr. 10. Obrazovka radioterapeutického plánovacího systému pro případ léčby karcinomu prostaty. Demonstrováno je použití techniky 7 fotonových svazků s modulovanou fluencí (IMRT) a odpovídající distribuce dávky v těle pacienta Vedle konvenčních radioterapeutických technik existují i techniky speciální. Jednou z nejvýznamnějších je tzv. stereotaktická radioterapie a radiochirurgie. Speciálnost techniky spočívá v aplikaci extrémně vysoké terapeutické dávky v jedné nebo několika málo frakcích. To implikuje extrémní požadavky na zajištění geometrické přesnosti ozáření. K fixaci pacienta (nejčastěji jeho hlavy) se proto používají speciální stereotaktické rámy či masky, které minimalizují nejistotu polohy cílového objemu vůči zdroji externích fotonových svazků. Nejznámějším stereotaktickým zařízením je Leksellův gama nůž znázorněný na obr. 11. Alternativně se stereotaktická radioterapie provádí klinickým lineárním urychlo-
vačem se speciálními kolimátory s válcovou aperturou či tzv. mikro-mlc (MLC s proměnnou a velmi malou šířkou lamel). Obr. 11. Leksellův gama nůž ke stereotaktickému ozařování kraniálních cílových objemů Stručnou prezentaci radioterapeutických modalit uzavřeme radioterapií pomocí hadronů, zejména protonů, lehkých iontů a okrajově neutronů. Těžké nabité částice mají oproti fotonům tu výhodu, že maxima deponované energie dávky z jednoho svazku se dosahuje až hluboko v tkáni, blízko maximálního dosahu částic (fotony dosah nemají, maximum dávky je blízko povrchu a dávka potom s hloubkou přibližně exponenciálně klesá, ale nikdy není nulová). Tato výhoda se tedy okamžitě projeví v tom, že je možné dosáhnou podstatně vyšší konformity dávkové distribuce (šetření zdravé tkáně) s velmi malým počtem svazků. Další výhoda těžkých nabitých částic je v radiobiologii díky vysokému LET (lineární přenos energie) mají výrazně vyšší radiobiologickou účinnost v oblasti maxima depozice energie tzv. Braggova píku. Ostatní výhody souvisí s menší závislostí účinku na okysličení nádoru než u fotonů. Tato, v současné době ještě stále experimentální, radioterapeutická modalita je vysoce finančně náročná (vyžaduje vysoce sofistikované urychlovače nabitých částic cyklotrony, synchrotrony), nicméně vhodnou strategií spádové oblasti je možné výrazně zlepšit léčbu určitých diagnóz, kde je prokazatelně vyšší efekt než u konvenční, fotonové radioterapie. Posledním druhem ionizujícího záření experimentálně a velmi okrajově používaným v radioterapii jsou neutrony. Zdrojem neutronů je jaderný reaktor nebo urychlovač nabitých částic, kde se vhodnou jadernou reakcí na terčíku generují neutrony. Jediná metoda využívající v současné době neutrony je tzv. neutronová záchytová terapie na bóru (BNCT) pro léčbu mozkových lézí. Nejdříve se pacientovi aplikuje substance, která se selektivně vychytává v postižené tkáni. Tato substance je bohatá na izotop 10 B. Takto připravený pacient se pak ozáří na jaderném reaktoru svazkem víceméně nekolimovaných epitermálních
neutronů, přičemž dochází k jaderné reakci (neutronovému záchytu) s jádrem bóru. Výsledné složené jádro se okamžitě rozpadá na částici α 4 He a jádro 7 Li. Tyto dva fragmenty hustě ionizují podél své dráhy a mají velmi omezený dosah. Svou kinetickou energii tedy deponují přímo v postižené tkáni. Vzhledem k vysoké cenové a technické náročnosti neutronových zdrojů a vzhledem k problémům se specifickou selektivitou substance obohacené izotopem bóru je tato metoda velmi okrajová a v porovnání s ostatními uvedenými modalitami neperspektivní. V článku byly použity materiály z projektu EMERALD a dále materiály k přednáškám studentům oboru Radiologická fyzika na Katedře dozimetrie a aplikace ionizujícího záření FJFI ČVUT v Praze ( http://kdaiz.fjfi.cvut.cz ), na kterých se podílí řada odborníků z oboru.