Утворені -частинка і іон 7Li швидко гальмуються і виділяють енергію 2,3 МеВ на довжині порядка 10 мікрон, тобто на довжині розміру клітини. Таке швидке гальмування і, відповідно, величезний локальний нагрів приводить до поразки саме тієї клітини, яка містила ядро бору. Тобто, якщо забезпечити більш високу концентрацію 10В в раковій клітині в порівнянні із здоровою, то борнейтронзахватна терапія дозволить здійснити вибіркову поразку ракової пухлини.
Звичайно, є ще ряд ядер, які мають великий перетин захоплення нейтрона, але ядро 10В переважно із наступних причин. По-перше, цей ізотоп бору нерадіоактивний і легко доступний. Поширеність в природі ізотопу з масовим числам 10 складає приблизно 20 %. По-друге, утворені в результаті реакції енергетичні частинки швидко гальмуються і передають енергію. По-третє, довжина гальмування порядку розміру клітки. І, по-четверте, добре розуміння хімії бору дозволяє легко отримати безліч різних хімічних структур, що містять бор.
При опромінюванні тканини нейтронами крім ядерних реакцій, пов'язаних із захопленням нейтрона ядром бору, можливі і ядерні реакції 14N(n,p)14C і 1H(n,)2H, які приводять до появи протонів віддачі і -квантів. Хоча перетини захоплення нейтрона воднем і азотом на декілька порядків менше перетину захоплення нейтрона ізотопом 10В, але водень і азот присутній в такій великій концентрації, що це додаткове невиборче "фонове опромінювання" протонами віддачі і -квантами вносить значний внесок в поглинену дозу. Для того, щоб зменшити вплив цього "фонового опромінювання" необхідно забезпечити достатньо високу концентрацію бору в раковій пухлині.
В 1951 році Sweet з колегами вперше продемонстрував, що певне з'єднання з бором дозволяє отримати більш високу концентрацію бору в раковій пухлині в порівнянні із здоровою клітиною. Протягом 1950-60 рр. в Brookhaven National Laboratory і Massachusetts Institute Technology на спеціально побудованих медичних реакторах були проведені перші клінічні випробування, в яких застосовувалися теплові нейтрони і sodium borocaptate (Na210B12H11SH).На жаль, ці клінічні випробування не продемонстрували терапевтичну ефективність даного методу. Причина полягала в низькій концентрації бору, через що "фонове опромінювання" протонами віддачі і -квантами в результаті реакцій 14N(n,p)14C и 1H(n, )2H було достатньо велике.
Не дивлячись на невдачу, японський нейрохірург Хатанака, який брав участь в клінічних випробуваннях в США, повернувшись до Японії в 1968 році продовжив розвиток цієї методики. Він трепанував череп, на відкритому мозку проводив хірургічну операцію, а потім опромінював пухлину пучком повільних нейтронів з енергією нижче за кімнатну температуру. Такою методикою декілька груп в Японії на різних реакторах пролікували більше 200 пацієнтів з дуже обнадійливими результатами.
Паралельно великий прогрес був досягнутий в синтезі фармпрепаратів, що містять ізотоп 10B. Отримані препарати, які створюють концентрацію ізотопу 10B в пухлинній тканині до 40 мкг/г, що в 3,5 рази більше, ніж в здоровій тканині. Така концентрація дозволяє зробити внесок фонового опромінювання достатньо малим і дійсно забезпечити можливість виборчої поразки ракової пухлини.
Досягнення Хатанаки і прогрес в синтезі фармпрепаратів привели до того, що в 1994 році поновилося лікування пацієнтів з гліобластомою мозку на реакторах в Брукхевені і Массачусетсі. В 1997 році клінічні випробування почалися в Голландії, в 1999 році - у Фінляндії. Зараз до цих робіт підключилися в Англії, Австралії, Аргентині, Італії, Німеччині, Швеції, Чехії, Росії і ін. країнах. Дуже обнадійливі результати отримані також при терапії меланоми. У стадії вивчення знаходиться бор-нейтронозахватна терапія раку порожнини рота, рака щитовидної залози і неонкологічне застосування - лікування ревматичного артриту.
Доцільність розвитку технології нейтронозахватної терапії обумовлена тим, що вона орієнтована на лікування таких видів злоякісних пухлин, які практично не піддаються ніяким іншим методам, - гліобластоми мозку і метастази меланоми. Так, щорічно приблизно 1 людина з кожних 20000 вражається гліобластомою мозку. Результат завжди фатальний і звичайно наступає через півроку. Хірургія або традиційна радіотерапія не зупиняють розповсюдження пухлини по всьому мозку і дозволяють хіба що продовжити життя на рік.
Прогрес бор-нейтронозахватної терапії в клінічних випробуваннях на реакторах і потенційна потрібність методики привели до інтенсивного обговорення питання розробки і створення нейтронного джерела на основі компактного і недорогого прискорювача, яким можна було б оснастити практично кожну онкологічну клініку. Були запропоновані прискорювальні системи, що відповідають основним вимогам нейтронозахватної терапії : електростатичні квадрупольні (ESQ), тандемні каскадні (TCA) і високочастотні квадрупольні (RFQ). Недоліком ESQ систем, про що свідчить багаторічний досвід обслуговування, є розташування джерела позитивних іонів водню під потенціалом 2,5 МВ. TCA системи володіють безперечною перевагою в тому, що іонне джерело розташоване під земляним потенціалом і потребує в два рази меншу напругу. Проте іонна оптика і конструкція прискорювальної трубки, що забезпечує необхідну швидкість відкачування і високовольтну міцність, обмежують проходження стаціонарного пучка 1 або 2 мА. Найпривабливішим з раніше перевірених прискорювачів є RFQ. RFQ система проста в роботі, має невисокі експлуатаційні витрати і іонне джерело розташовується під земляним потенціалом. Проте вона дуже дорога, і найбільший струм, отриманий до теперішнього часу, складає тільки декілька міліамперів.
Був необхідний новий підхід в прискорювальній концепції для отримання необхідного спектру і потоку епітеплових нейтронів у відносно компактній і недорогій системі. Новаторський підхід в концепції нейтронного джерела, запропонований нами в 1998 році, базується на використовуванні електростатичного тандемного прискорювача з вакуумною ізоляцією VITA (vacuum insulation tandem асcelerator) і припорогового режиму генерації нейтронів. Стаціонарний пучок негативних іонів водню інжектується в електростатичний прискорювач-тандем з вакуумною ізоляцією і після перезарядки негативних іонів водню в протони в перезарядній мішені на виході з тандему формується протонний пучок, прискорений до енергії, відповідної подвоєному потенціалу високовольтного електроду. При скиданні протонного пучка на літієву мішень в результаті порогової реакції 7Li (p,n) 7Be генерується потік нейтронів. Найпривабливіший новаторський режим генерації нейтронів реалізується при енергії протонів 1,889-1,9 МеВ, що на 10-20 кэВ вище за поріг реакції. В цьому випадку кінематично коллимірований вперед в конусі з кутом ~25| нейтронний пучок з середньою енергією 30 кэВ може бути прямо використаний для БНЗТ. В другому режимі при енергії протонів 2,5 МеВ нейтрони, що утворюються, мають складніший і широкий спектр аж до енергії 790 кэВ і можуть бути безпосередньо використаний для терапії швидкими нейтронами або для БНЗТ за допомогою сповільнювачів, коллиматорів і відбивачів. Відмітною особливістю всього проекту є отримання протонного пучка струмом в десятки міліамперів, забезпечуючого час експозиції в десятки хвилин для досягнення необхідної терапевтичної дози 20 Гр.

Реакція p + 6Li -> n + 7Be + Q
Q = -1,64461 МеВ

Дана ядерна реакція є пороговою. Тепловий ефект реакції або енергетичний вихід Q визначається масами частинок, що беруть участь в реакції:
Q = (mp + mLi - mn - mBe)c2.

Оскільки Q негативна величина, то в лабораторній системі координат, де Li покоїться, реакція відбувається лише тоді, коли кінетична енергія падаючого протона більше енергії порогу реакції
Et = |Q| (mp + mLi)/mLi = 1,88085 МэВ.

Розглянемо народження нейтронів при енергії протонів, що дорівнює Ep = 1,9 МеВ. Швидкість протонів в даному випадку рівна 1,9 107 м/с. На Мал. 1 схемно представлено початкове розташування протона і ядра літію в лабораторній системі координат.
Перейдемо в систему центру мас (Рис. 2).

Швидкість системи центру мас (швидкість ядра літію) рівна 2,4 106 м/с. В системі центру мас сума енергій протона і ядра літію перевищує поріг реакції Q на 17 кэВ
Ep + ELi - |Q| = 17 кэВ
Це означає, що взаємодіючі частинки долають дію розштовхуючої кулонівської сили і, зближуючись на відстань дії ядерних сил, мають ще надлишок енергії в 17 кэВ. В результаті ядерної реакції народжуються нейтрон і ядро берилія, сума кінетичних енергії яких складає величину 17 кэВ. На рис.3 показаний процес ядерної реакції в системі центру мас.

Народжений нейтрон із швидкістю 1,7 106 м/с вилітає, природно, під будь-яким кутом по відношенню до вектора швидкості протона.
Але давайте повернемося в лабораторну систему координат. Вектор швидкості нейтрона в лабораторній системі координат буде сумою вектора швидкості системи центру мас, рівної 2,4 106 м/с і направленої уздовж вектора швидкості падаючого протона, і вектора швидкості нейтрона в системі центру мас, рівній 1,7 106 м/с і направленої в будь-якому напрямі. Оскільки швидкість системи центру мас більше швидкості нейтрона в системі центру мас, то в лабораторній системі координат народжений нейтрон може летіти тільки вперед в деякому тілесному кутку. Характерні значення енергій і кутів нейтронів наступні. Якщо вектор швидкості нейтрона направлений уздовж вектора швидкості центру мас, то нейтрон летітиме строго вперед і матиме максимальну енергію, рівну 87 кэВ. Якщо ж вектор швидкості нейтрона направлений в протилежному напрямі вектора швидкості центру мас, то нейтрон летітиме строго вперед і матиме мінімальну енергію, рівну 2,5 кэВ. Максимальний кут, на який може відхилитися нейтрон по відношенню до напряму падаючого протона рівний 35 градусів.
Як інший приклад корисно знати граничний випадок, коли енергія протона рівна порогу реакції. В цьому випадку народжений відразу у порогу нейтрон летітиме строго вперед з енергією 29 кэВ.
Тут можна скористатися простою програмою для оцінки енергій і кутів. Акуратний рахунок енергетичного і просторового розподілу нейтронів
здійснюється групою В. М. Кононова (ФЕІ, Обнінськ). Саме Віктор Миколайович вперше в світі запропонував використовувати припорогову генерацію нейтронів для нейтронозахватної терапії. Це і є кінематична коллимація, яку бажано здійснити в даному проекті.