ES2346355T3 - Sistema de aceleracion ionica para aplicaciones medicas y/u otras aplicaciones. - Google Patents
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Abstract
Un sistema de aceleración para partículas nucleares cargadas con un número de masa igual o mayor de 1 para aplicaciones médicas y/u otras aplicaciones, el cual sistema comprende por lo menos un acelerador lineal de radiofrecuencia (RF) (6, 8, 10, 13), y una estructura mecánica semejante a un pórtico (T) dispuesto para girar alrededor de un eje, empleado para irradiar el objetivo/paciente desde más de una dirección con un haz de iones pulsados, caracterizado por el hecho de que por lo menos un acelerador lineal de radiofrecuencia (RF) (6, 8, 10, 13), es decir, un acelerador lineal o una sección del acelerador lineal, está montado(a) sobre dicha estructura mecánica similar a un pórtico (T).
Description
Sistema de aceleración iónica para aplicaciones
médicas y/o otras aplicaciones.
La presente invención se refiere a un complejo o
sistema de aceleradores de partículas, el cual incluye uno o más
aceleradores lineales (linacs) de acuerdo con el preámbulo de la
reivindicación 1.
Ya es sabido que la terapia con hadrones es la
moderna teleterapia contra el cáncer que emplea haces, bien sea de
protones, bien sea de partículas nucleares cargadas más pesadas, con
un número de masa mayor de 1.
También es ya conocido que en la terapia con
protones, la cual es una técnica de terapia con hadrones particular,
basada en el empleo de haces de protones, se emplean haces
terapéuticos de corriente relativamente baja (del orden de algunos
nanoamperios), con energías en el margen de 60 a 250 MeV.
También es ya conocido que, en el caso de
diferentes especies de iones, se requieren haces terapéuticos con
bajas corrientes y altas energías comparadas con las requeridas para
los protones. Por ejemplo en el caso de los iones de carbono
^{12}C^{6+}, las energías requeridas están entre 1.500 y 5.000
MeV (es decir 120 y 450 MeV/u), mientras que para las corrientes es
suficiente una fracción de nanoamperio.
En este campo de la teleterapia se emplean
diferentes tipos de aceleradores: los ciclotrones (isócronos o
sincrociclotrones; convencionales o superconductores) o
sincrotronos. Recientemente han sido también empleados los
aceleradores Fixed Field Alternating Gradient (FFAG) ("Gradiente
alternante de campo constante").
Los aceleradores lineales (linacs) han sido
propuestos por el solicitante para las dos terapias, la terapia con
protones y la terapia con iones ligeros. 1) patente U.S. nº
6.888.326 B2 "Linac for Ion Beam Acceleration",
("Aceleradores lineales para la aceleración de un haz de
iones"), U. Amaldi, M. Crescenti, R. Zennaro. 2) solicitud de
patente US serie nº 11/232.929 "Ion Accelerator System for
Hadrontherapy" ("Sistema acelerador de iones para la terapia
con hadrones"), inventores: U. Amaldi, M. Crescenti, R. Zennaro,
registrada el 23.09.2005. 3) "Proton Accelerator Complex for
radio-isotopes and Therapy" ("Complejo
acelerador de protones para radioisótopos y terapia"), U. Amaldi,
registrada el 24. 05. 2006.
Varias compañías ofrecen centros llaves en mano
para la terapia con protones y/o con iones carbono. Típicamente, un
centro para más de 400-500
pacientes-año, está situado en un gran edificio de
múltiples plantas, construido especialmente para albergar los
aparatos de alta tecnología, oficinas y servicios para el personal y
la recepción de pacientes para una superficie total de muchos miles
de metros cuadrados. Cuenta con un acelerador de hadrones
(ciclotrón, sincrociclotrón, sincrotrón, acelerador lineal o una
combinación de éstos) y un sistema de canales transportadores de
haces magnéticos, para irradiar tumores sólidos con
2-4 gantries, que giran alrededor del paciente, uno
o más haces terapéuticos horizontales. Un centro completo
multihabitacional con sus estructuras requiere una invención del
orden de 60-130 millones de euros, correspondiendo
la cifra mayor a una instalación multihabitacional "dual" de
iones carbono y protones.
La terapia con hadrones tiene una gran
potencialidad de desarrollos posteriores como ha sido indicado por
los estudios epidemiológicos realizados en Austria, Francia, Italia
y Alemania, que han sido publicados por ejemplo en "Carbon ion
therapy, Proceedings of the HPCBM y ENLIGHT meetings held in
Baden" ("Terapia con iones de carbono, actas de las reuniones
de HPCBM y ENLIGHT celebradas en Baden"), (Sept. 2002) y en Lyon
(Oct. 2003) [Radiotherapy and Oncology] ("Radioterapia y
Oncología"), 73/2 (2004) 1-217]. Sin embargo esta
potencialidad está inhibida por la necesidad de inversiones muy
grandes de capital para construir las instalaciones
multihabitacionales. Las potencialidades pueden resumirse
recordando que los estudios citados llegan a la conclusión de que en
un término a medio plazo, alrededor del 12% (3%) de los pacientes
tratados hoy con la radioterapia "convencional" (es decir con
fotones de alta energía) habrían sido mejor curados y/o tendrían
menos efectos secundarios que si hubieran sido irradiados con haces
de protones (iones carbono).
Solamente el 1-2% del 12% de
indicaciones tumorales para la terapia con protones, son aceptados
por la mayoría de oncólogos de radiación. El 10% restante de los
pacientes no se considera hoy en día que posean indicaciones
electivas para la terapia con protones, por muchos especialistas.
Esto, a pesar del hecho de que ciertamente aprovecharían esta
modalidad de irradiación, dado que los tumores están próximos a
órganos críticos y está probado que un 10% de aumento de la dosis
- para la misma irradiación de órganos críticos - implica un
15-20% de aumento de la Tumour Control Probability
(TCP) ("Probabilidad de Control Tumoral"). Sin embargo, es
seguro que con la acumulación de ensayos clínicos, la primera
fracción de los pacientes aumentará y la segunda disminuirá.
Para la terapia con iones, la cual es un tipo de
radiación cualitativamente diferente (debido a que en cada núcleo
celular atravesado por un ión de carbono éste deja 20 veces más
energía que un protón con el mismo rango), se necesitan más
estudios clínicos. De hecho es necesario confirmar que en los
tumores "radiorresistentes", los iones son más efectivos que
los fotones y protones, y que es clínicamente seguro reducir el
número de sesiones de tratamiento
("ipo-fraccionamiento"). Desde otros puntos de
vista, este método es ciertamente ventajoso dado que implica una
reducción de los costes y de la carga psicológica del paciente.
Partiendo de estos datos, y teniendo en cuenta
que en una población de 10 millones y en un año, aproximadamente
20.000 pacientes son irradiados con fotones, el número de
habitaciones necesarias para el tratamiento con la terapia de
hadrones dentro de cinco/diez años, está indicada en la tabla. Se
han formalizado dos hipótesis simplificativas sobre la base de la
experiencia clínica. (1) el número de sesiones por paciente aumenta
1:2:3 para los iones, protones y fotones, respectivamente, y (2)
una sesión con fotones (hadrones) dura unos 15 minutos (20
minutos).
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El número de habitaciones estimadas se dedujo de
la "regla de oro" 1:8:8^{2}, fácil de recordar.
Dado que un centro típico de terapia con
hadrones tiene 3-4 habitaciones, las cifras de la
tabla indican que sería necesario un centro con protones (iones
carbono) para aproximadamente cada 5 (40) millones de personas. Si
el centro de carbono es "dual" y los pacientes se tratan
también con protones, el número de habitantes que pueden ser
servidos disminuye de 40 a aproximadamente 30 millones.
Los argumentos indican que el desarrollo de una
terapia con hadrones requiere un cambio con respecto a la
actualmente denominada "paradigma", la cual contempla un
edificio de múltiples plantas que sirve a 5 millones de personas (o
muchas más en el caso del ión carbono), debido a que cuenta con un
acelerador y 3-4 pórticos. A largo plazo, un
paradigma más flexible y cómodo para el paciente dominará con la
mayor probabilidad a base de un sistema acelerador/pórtico de una
sola habitación para, o bien protones, o bien iones ligeros
(carbono), construido en un área relativamente pequeña
(aproximadamente 500 m^{2}).
En la actualidad, los pequeños o grandes
departamentos de radioterapia trabajan con 1-2 ó
5-6 aceleradores lineales de electrones,
respectivamente, de manera que, por término medio, 8 habitaciones
convencionales están presentes en 3-4 hospitales
cubriendo una población de 1,5-2 millones. Para
mantener las proporciones que aparecen en la última columna de la
tabla, pueden contemplarse dos utilizaciones de dichas instalaciones
con habitaciones individuales:
- \bullet
- una instalación de protones con habitaciones individuales, se "fija" a uno de estos hospitales, pero sirve también para otros 2-3;
- \bullet
- una instalación con acelerador lineal de carbonos, se "fija" a un centro de terapia de protones ya existente, el cual sirve para muchos millones de habitantes, pero acelera carbono, y
- \bullet
- posiblemente una instalación con otros iones ligeros, pero con una energía que no es suficiente para tratar tumores profundamente asentados.
El documento D1: "U. Amaldi, M. Grandolfo, L.
Picardi", editores. "The RITA Nerwork and the design of Compact
Proton Accelerators", ("La red RITA y el diseño de aceleradores
de protones compactos"), agosto de 1996, Frascati (Roma),
Italia, describe un acelerador lineal de protones junto con una
estructura semejante a un pórtico, dispuesto para girar alrededor
de un eje.
Los aceleradores de protones que están montados
en un pórtico rotativo alrededor de un eje, y asimismo el paciente,
han sido considerados previamente. En los años 80 fue construido un
ciclotrón superconductor rotativo de 60 MeV para la terapia con
neutrones, por H. Blosser y colaboradores para montar en el Harper
Hospital (U.S. A 4.641.104). Después de esta realización, más de
quince años después, se propuso un ciclotrón superconductor de 250
MeV para la terapia con protones (H. Blosser et al., Medical
accelerator projects at Michigan State University ("Proyectos de
aceleradores médicos en la Universidad del Estado de Michigan"),
Proc. 1989, Particle Acceleration Conference ("Conferencia sobre
aceleración de partículas"), IEEE, 1989,
742-746). Recientemente, ha sido anunciado el
proyecto de construcción de un aparato para habitación individual,
basado en un sincrociclotrón rotativo,
(http://web.mit.edu/newsoffice/2006/pro-ton.html,
comunicado de prensa de MIT, 28 de agosto de 2006).
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La reivindicación básica de la presente
invención es la de proponer instalaciones para la terapia con
hadrones basada en un acelerador lineal de alta frecuencia (o más
de una sección de aceleradores lineales), el (las) cual(es)
está(n) montado(as) sobre un pórtico rotativo, y
empleado(as) para la irradiación, en más de una dirección,
de un paciente.
Esta reivindicación se logra mediante un sistema
o complejo de aceleradores de iones con las instalaciones de la
reivindicación 1. Otros desarrollos pueden inferirse de las
reivindicaciones dependientes.
Para contestar a estas necesidades descritas más
arriba, de acuerdo con la presente invención, los protones y/o los
iones se aceleran hasta la energía necesaria para la terapia (o para
cualquier otra aplicación) mediante una o más sección(es) de
aceleradores lineales de alta frecuencia. Por lo menos una de estas
secciones está montada sobre un pórtico que puede girar alrededor
del objetivo, de manera que debe seleccionarse la dirección óptima
del haz. El inyector del acelerador lineal en movimiento (aquí
llamado "pre-acelerador") puede ser o bien un
acelerador circular (ciclotrón, sincrociclotrón, FFAG u otros) o un
acelerador lineal de poca velocidad o una combinación de dos o más
de estos bien conocidos aceleradores.
Además, los haces de iones producidos por alguno
de los componentes del pre-acelerador, pueden
emplearse para otras finalidades, por ejemplo, para tratar
pacientes o/y para producir radioisótopos para fines médicos o/y
para aplicaciones industriales. Típicamente, el
pre-acelerador está rígidamente fijado sobre el
suelo soportando el pórtico rotativo, pero también puede ser en
parte o totalmente, montado sobre el pórtico.
En la terapia del cáncer, un acelerador lineal
montado sobre un pórtico rotativo alrededor del paciente es una
solución que es más simple, más flexible y más segura que las
basadas sobre aceleradores circulares montados sobre pórticos. De
hecho, el haz de salida se pulsa con velocidades dentro del margen
de 50-500 Hz y puede ser muy fácilmente copulado
con un sistema de distribución de dosis "activas", dado que la
energía de las partículas y la dosis dada a un voxel se puede
ajustar, electrónicamente y en aproximadamente 1 milisegundo, de
pulso en pulso (R. Zennaro, IDRA: Design Study of a Proton
Therapy Facility ("Estudio de diseño de una instalación de
terapia con protones"), Beam Dynamics Newsletter, n. 36, p. 62,
Abril 2005). Esta única propiedad implica que no hay ninguna
necesidad de que los absorbedores reduzcan la energía del haz como
en los ciclotrones de energía fija. Como consecuencia, se evita la
producción no deseada de flujos de neutrones intensos y difíciles
de proteger, en las proximidades del paciente.
Un acelerador lineal de alta frecuencia es
superior a los otros tipos de aceleradores debido a que la energía
del haz puede variarse de pulso en pulso, juntamente con el número
de partículas que hay que suministrar al tumor objetivo. La
duración y la estructura de intensidad del haz se adapta
particularmente a las dosis suministradas de una manera
"activa", por ejemplo, implementando o bien las técnicas de
"spot scanning" ("exploración por puntos"), como se emplea
en el centro PSI, Paul Scherrer Institute, Villigen, Suiza (E.
Pedroni al., The 200 MeV proton therapy Project at the Paul
Scherrer Institute: conceptual design and practical realisation
("Proyecto de terapia de un acelerador de protones de 200 MeV en
el Instituto Paul Scherrer: diseño conceptual y realización
práctica"), Medical Physics, 22(1), (1995) 37), ó de
"raster scanning" ("exploración de trama"), como se emplea
en el Centro GSI, Darmstadt, Alemania (Th. Haberer, et al.,
Magnetic scanning system for heavy ion therapy ("Sistema de
barrido magnético para la terapia con iones pesados"), Nuclear
Instruments and Methods ("Instrumentos y métodos nucleares"), A
330 (1993) 296). Como se ha mencionado más arriba, otros desarrollos
favorables de la invención están señalados en las reivindicaciones
dependientes.
El empleo del sistema de aceleración de iones
para la terapia con hadrones, de acuerdo con la invención, presenta
muy importantes ventajas. En primer lugar, el acelerador es más
ligero con respecto a los ciclotrones y sincrotrones existentes, y
se caracteriza por una estructura modular compuesta del mismo equipo
de alta tecnología repetido casi sin variación para cada módulo de
aceleración. En segundo lugar el sistema propuesto es relativamente
compacto, de manera que se necesitan volúmenes mínimos y superficies
de instalación mínimas, por lo cual se facilita la instalación en
centros hospitalarios. Además, la alta frecuencia de los
aceleradores lineales permite una reducción del consumo de potencia
lo cual se refleja en unos costes de explotación reducidos.
En resumen, con respecto a la instalación para
la terapia con hadrones, o bien en el empleo o bien conceptualmente,
la presente invención permite 1) montar instalaciones compactas, 2)
que tienen una habitación individual, las cuales 3) pueden ser
instaladas también en hospitales de tamaño medio ya existentes,
conduciendo así, 4) debido a su coste relativamente bajo, a una
amplia difusión de la terapia con hadrones para tumores.
El sistema descrito recibe el nombre de TULIP
("TUrning LInac for Particle therapy" ("Aceleradores
lineales giratorios para la terapia con partículas").
Los aceleradores lineales, descritos en los
documentos WO 2004/054331 y US 6.888.326 B2, a nombre del
solicitante, pueden emplearse como aceleradores lineales de alta
frecuencia modular, los cuales pueden emplearse para la presente
invención.
\vskip1.000000\baselineskip
Otras ventajas, detalles y características del
sistema de aceleración de iones para la terapia con hadrones, de
acuerdo con la invención, resultarán además de la siguiente
descripción de los ejemplos de versiones preferidas de la
invención, esquemáticamente ilustradas en los dibujos anexos, en los
cuales:
Las figuras 1.a, 1.b, 1.c, 2 y 3, muestran
diagramas de bloque de varias posibles versiones de un sistema o
complejo de aceleración de iones para la terapia con hadrones de
acuerdo con la invención.
\vskip1.000000\baselineskip
Los componentes de los complejos T de
aceleradores de hadrones mostrados en las figuras 1.a, 1.b, y 1.c,
son los siguientes:
1. Fuente de iones;
2. Canal de transporte del haz de baja energía
(LEBT);
3. Ciclotrón (normal o superconductor) ó FFAG
(normal o superconductor) u otro acelerador circular;
4. 4A y 4B: haces extraídos del acelerador
circular 3 y empleados para otros fines, o bien en paralelo o bien
alternativamente con el pórtico;
5. Canal de transporte del haz de energía media
(MEBT);
6. Primera (I) sección del acelerador lineal,
con una frecuencia típicamente mayor de 1 GHz, y canal para el
transporte magnético del haz;
7. Primer canal de transporte magnético
integrado (1^{er} IMTC) construido con cuadripolos,
iman(es) flexible(s) y deflector(es) RF para
transportar, flexionar y dar forma al haz de hadrones;
8. Segunda (II) sección del acelerador lineal
con una frecuencia que puede ser un múltiplo de la frecuencia de la
primera sección del acelerador lineal (I);
9. Segundo canal de transporte magnético
integrado (2º IMCT) construido con cuadripolos, iman(es)
flexible(s) y deflector(es) RF para transportar,
flexionar y dar forma al haz de hadrones;
10. Tercera (III) sección del acelerador lineal
con una frecuencia que puede ser un múltiplo de la frecuencia de la
segunda sección del acelerador lineal;
11. Iman(es) de barrido, colocados o bien
corriente arriba, o en el centro, o corriente abajo del ítem 12,
para mover transversalmente el haz de hadrones durante un suministro
"activo" de la dosis;
12. Tercer canal de transporte magnético
integrado (3^{er} IMCT) construido con cuadripolos,
iman(es) flexible(s) de gran ángulo y
deflector(es) RF para transportar, flexionar y dar forma al
haz de hadrones;
13. Cuarta sección del acelerador lineal (IV),
con una frecuencia que puede ser un múltiplo de la frecuencia de la
tercera sección del acelerador lineal;
14. En el caso de un suministro "activo",
iman(es) de barrido para mover transversalmente el haz de
hadrones o, en el caso de un suministro "pasivo", un sistema
de dispersor(es), absorbedor(es) filtro(s) y
colimador(es);
15. Sistema de monitorización del haz
terapéutico.
16. Foco del sistema de suministro de la
dosis;
17. Estructura metálica (pórtico) que gira,
parcial o totalmente, alrededor de un eje X, y que soporta
rígidamente los componentes 7-15.
\vskip1.000000\baselineskip
Con referencia a la figura 1.a más general, de
acuerdo con la invención, el complejo acelerador de hadrones T,
incluye en principio varias clases de aceleradores conectados en
serie, a saber un acelerador circular 3 (el cual puede ser a
temperatura ambiente o bien superconductor) y un número de secciones
del acelerador lineal (6, 8, 10, 13), posiblemente de frecuencias
crecientes para tener en las últimas etapas un gradiente más alto,
y de esta forma reducir las dimensiones totales del sistema. Para
simplificar el esquema total, algunas de las cuatro secciones del
acelerador lineal pueden no existir y/o pueden estar colocadas en
una disposición topológicamente diferente, como muestran por
ejemplo las figuras 1.b y 1.c.
Cada sección del acelerador lineal está
construida con módulos de aceleración, los cuales pueden tener
estructuras del tipo Drift Tube Linac ("acelerador lineal de tubo
derivado") (DTL) ó Cell Coupled Linac ("acelerador lineal
copulado con una célula") (CCL), de acuerdo con la velocidad de
los hadrones acelerados. Dos de estas estructuras están descritas
en los documentos WO 2004/054331 y US nº 6.888.326 B2 a nombre del
solicitante.
Hay que remarcar que la energía de salida del
acelerador circular 3 está habitualmente fijada, y por lo tanto su
valor se escoge de acuerdo con la aplicación deseada y, más
precisamente, de acuerdo con el tipo del centro que uno quiere
desarrollar y/o el empleo que uno posiblemente quiere hacer de otros
haces extraídos, ejemplificados mediante 4A y 4B en las figuras 1.a
y 1.c. El acelerador circular se alimenta mediante una fuente
interna o externa 1, mediante habitualmente, una línea 2 de
transporte de haces de baja energía. El haz de salida puede ser
continuo o modulado a la frecuencia de repetición del acelerador
lineal o aceleradores lineales. Un haz a la salida del acelerador
circular 3 es transportado al sistema de pórticos por un canal
magnético construido de imanes de flexión y cuadripolos y una
sección del acelerador lineal 6. El resto del sistema está montado
sobre el pórtico 17. En algunas versiones, el acelerador circular 3
no es necesario, y el acelerador lineal 6 con su canal de
transporte pre-acelera los hadrones tanto para los
empleos ejemplificados en 4A y 4B como para la inyección en el
1^{er} IMTC 7. En otras versiones del acelerador circular está
rígidamente conectado con el pórtico, como se indica en la figura
1.b.
Los subsistemas soportados por el pórtico y
dibujados en las figuras 1.a, 1.b y 1.c no están necesariamente
todos presentes en una versión individual. En general, la sección
del acelerador lineal que produce el gradiente de aceleraciones más
grandes es la indicada como 10 en las figuras 1.a, 1.b y 1.c.
El tercer canal de transporte magnético
integrado (3^{er} IMCT) 12, dirige el haz de partículas enfocado
al paciente, y es un componente esencial del sistema global. Está
construido de componentes ya bien conocidos (normal o
superconductor) como cuadripolos e iman(es)
flexible(s) de gran ángulo. En algunas versiones puede
continuar mediante la sección 13 de un acelerador lineal de la
figura 1.a. Los dos imanes de barrido 11 y/o 14 mueven el haz
transversalmente, bien en una configuración divergente o bien en una
configuración para-lela. Pueden colocarse antes, en
el centro, o después del 3^{er} IMCT. Estos imanes, cuando se
emplea un sistema de suministro "activo", definen las
dimensiones del campo irradiado. En caso de una dispersión
"pasiva", los imanes de barrido 11 y 14 no son necesarios, y
las partículas se dispersan, se moderan en su energía y se coliman
mediante bien conocidos componentes: dispersantes, absorbentes,
filtros, colimadores, etc.
En las figuras ilustradas, no están mostradas
las fuentes de potencia RF. Estas fuentes son típicamente klistrones
de alta frecuencia que funcionan a tasas de repetición mayores de
50 Hz. Estos dispositivos pueden estar montados o bien en el
pórtico 17 ó están situados fuera del pórtico y conectados a los
módulos del acelerador lineal por medio de dispositivos rotativos
guiados por ondas. Estos pueden ser dispositivos de potencia
rotativos comerciales de radiofrecuencia, o pueden consistir en dos
convertidores rotativos de la modalidad íntimamente copulados, uno
frente al otro, y separados por una pequeña brecha. Esta invención
difiere del desarrollo efectuado en el SLAC sobre convertidores de
11,4 GHz de la modalidad no rotativos (V.A. Dolgashev et
al., Design of Compact Multi-Megawatt Mode
Converter ("Diseño de un convertidor compacto de la modalidad
multi-megawatt"),
Slac-Pub-11782), el cual ha sido
subsiguientemente reducido para la operación a 3 GHz en el
dispositivo de ensayo CERN CLIC (A. Grudiev, Development of a Novel
RF Waveguide Vacuum Valve ("Desarrollo de una nueva válvula de
vacío RF guiada por ondas"), EPAC 06, Edimburgo, UK, Junio de
2006).
A continuación, para completar la descripción
general del complejo TULIP, se dan dos versiones de acuerdo con la
invención.
En la primera versión, se aceleran protones a
230 MeV, adoptando el esquema de la figura 2. Los protones
producidos por la fuente 1, están cerrados a 200 Hz e inyectados
mediante LEBT 2 en un ciclotrón 3 de 24 MeV. Solamente las
secciones II y III del acelerador lineal (8 y 10) están presentes.
Ambos son del tipo SCL, Side Coupled Linac ("Acelerador lineal
secundariamente copulado"), y están montados sobre el pórtico 17.
Pueden estar alimentados por amplificadores comerciales de
radiofrecuencia (klystron), como por ejemplo los producidos por la
compañía Thales Electron Devices (78941 Velizy, Francia) ó CPI
(Palo Alto, CA 94303-0750, USA).
\newpage
Para la focalización del haz transversal, ambos
aceleradores lineales emplean cuadripolos de imanes permanentes
comerciales muy pequeños, (PMQ), de manera que pueden ajustarse
entre dos secciones de aceleración consecutivas, formando un foco
alternativo, sistema tipo FODO.
Entre el acelerador lineal 8 y el acelerador
lineal 10 se construye el canal de transporte magnético integrado 9
(2º IMTC), de siete cuadripolos, Q, y dos imanes flexibles (M2
junto con el M3) y contiene un agrupador RB de cuatro brechas RF,
para reagrupar longitudinalmente el haz el cual se convierte en
continuo en la deriva larga entre el acelerador de partículas 8 y
el acelerador de partículas 10. Los imanes flexibles para el barrido
transversal, SMI y SM2, son uno aguas arriba 11, y el otro aguas
abajo 14, del tercer canal de transporte magnético integrado 12
(3^{er} IMCT construido con M4 juntamente con M5 y los cuadripolos
Q), de forma que la distancia promedio entre el foco virtual del
haz terapéutico y el punto focal 16 es aproximadamente de 3,5
metros. El campo de irradiación es de 20 x 20 cm^{2}. Una dosis de
2 grays puede suministrarse a un tumor de 1 litro, pintandolo
aproximadamente 20 veces con la técnica del barrido por puntos,
durante un par de minutos. Esta técnica es óptima para la
irradiación de órganos con movimiento.
Los principales parámetros de la versión
mostrada en la figura 2 están resumidos en la tabla 1.
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La aceptación del sistema de acelerador lineal
es tal que es necesaria una corriente del ciclotrón de 15 \muA,
para obtener un número máximo de 2 10^{7} protones/pulso, lo cual
corresponde a 200 Hz para una corriente de 0,6 nA. El ciclotrón
puede suministrar fácilmente una corriente 10 veces mayor pero es
suficiente menos de 1 nA para el multipintado de un volumen de 1
litro y una tasa de dosis de suministro de 1 Gy/minuto.
En la versión mostrada en la figura 3, el
acelerador circular es el ciclotrón superconductor de iones carbono
C^{6+} de 300 MeV/u, propuesto por el INFN, Instituto Nacional
Italiano de Física Nuclear (L. Calabretta et al., A novel
superconducting cyclotron for therapy and radioisotope production
("Un nuevo ciclotyron superconductor para la terapia y producción
de radioisótopos"), instrumentos y métodos nucleares A562 (2006)
1009-1012) y comercializado por la compañía IBA -
Ion Beam Application, de Bélgica
(httpwww.iba.be/documents/contribute/PR-INFN-GB.pdf
- comunicado de prensa IBA, Hadrontherapy: The new 300 MeV/u
superconducting cyclotron developed by INFN will be commercialized
by IBA, ("El nuevo ciclotrón superconductor de 300 MeV/u
desarrollado por INFN será comercializado por IBA"), 26 de
septiembre de 2006).
Los haces 4A y 4B de la figura 3 son haces de
protones y iones carbono empleados para la terapia de tumores
profundos, con protones (rango de agua = 35 cm) y de tumores
superficiales con iones carbono (rango de agua = 17 cm). Para tratar
los tumores profundos, los iones carbono han de tener por lo
me-nos 400 MeV/u (27 cm de rango), y la presente
invención es particularmente útil para explotar completamente el
potencial de un ciclotrón de 230-300 MeV/u para la
terapia con iones carbono.
La rigidez magnética de estos iones carbono es
aproximadamente 2,5 veces mayor que la de los protones de 250 MeV,
de manera que las dimensiones y pesos de la segunda versión de la
invención son definitivamente mayores que las de la primera
versión. Pero esto no es un inconveniente demasiado serio dado que
los portales ordinarios para iones de carbono son ya muy grandes,
pesados y costosos: el único ejemplo conocido es uno construido
para el centro HIT en Heidelberg, el cual tiene 25 metros de
longitud, un radio de 5 metros, un peso de 600 toneladas y un
consumo alrededor de 400 kW (R. Fuchs et al., The heavy ion
gantry of the HICAT facility ("el pórtico de iones pesados de la
instalación HICAT"), Proceedings of EPAC 2004 ("Actas de EPAC
2004"), Lucerna, Suiza). La presente invención permite tener
(dentro de aproximadamente las mismas dimensiones, peso y potencia)
un acelerador de repuesto, que lleva el haz de carbono a 400 MeV/u y
un sistema de suministro que es totalmente "activo" en un
campo de
20 x 20 cm^{2}.
20 x 20 cm^{2}.
En esta versión, mostrada en la figura 3, la
primera sección del acelerador lineal 6 fijada sobre el suelo
(figura 1.a) no está prevista. El primer canal de transporte
magnético integrado (1^{er} IMTC) 7, está construido con siete
cuadripolos y dos imanes flexibles, y envía el haz a la segunda
sección 8 del acelerador lineal, el cual es del tipo CCL como en la
primera versión. El segundo canal de transporte magnético integrado
(2º IMCT) y el tercer acelerador lineal 10 no están previstos. La
geometría del tercer canal de transporte magnético integrado
(3^{er} IMCT) 12, y del (de los) iman(es)
de barrido 14 para mover transversalmente el haz de hadrones, son similares a los de la primera versión, con dimensiones ampliadas en un factor 2,3 debido a la mayor rigidez magnética de los hadrones.
de barrido 14 para mover transversalmente el haz de hadrones, son similares a los de la primera versión, con dimensiones ampliadas en un factor 2,3 debido a la mayor rigidez magnética de los hadrones.
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(Tabla pasa a página
siguiente)
\newpage
Los principales parámetros de la versión
mostrada en la figura 3 están dados en la tabla 2.
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Mediante el ajuste de los pulsos de control de
los klystrones, es posible variar finamente aproximadamente cada
milisegundo, la energía del haz de carbonos entre 300 y 400 MeV/u,
de manera que el rango del agua varía entre 17 y 27 cm. Para
reducir la profundidad media es suficiente insertar un absorbedor
antes del IMTC 12.
A partir de la descripción estructural y
funcional de las varias versiones de complejos de aceleración de
iones para la terapia con hadrones, de acuerdo con la invención,
parece aparente que la invención propuesta, consigue eficientemente
el objetivo declarado, y obtiene las ventajas mencionadas. Con las
versiones propuestas, puede obtenerse una importante reducción en
dimensiones, empleando frecuencias más altas que los 2998 GHz
adoptados para las dos versiones descritas.
Los expertos en la técnica pueden introducir
modificaciones y variaciones de los componentes en su combinación,
tanto en la estructura y/o en las dimensiones, para adaptar la
invención a casos específicos, sin separarse del ámbito de la
presente invención, como se describe en las siguientes
reivindicaciones.
Lista de algunas publicaciones en el sector de
la terapia con hadrones y aceleradores relacionados con la
misma:
U. Amaldi and M. Silari (Eds.),
"The TERA Project and the Centre for Oncological
Hadrontherapy", Vol. I and Vol. II, INFN, Frascati, Italy,
1995. ISBN
88-86409-09-5. The
"Blue Book".
U. Amaldi, M. Grandolfo and L.
Picardi editors, "The RITA Network and the Design of
Compact Proton Accelerators", INFN, Frascati, 1996, ISBN
88-86409-08-7. The
"Creen Book".
U. Amaldi (Ed.), "The National Centre
for Oncological Hadrontherapy atMirasole", INFN, Frascati, Italy,
1997, ISBN
88-86409-29-X. The
"Red Book".
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13th Sympo. on Accel. Sci. and Tech., Osaka, Japan
(2001) pp. 187-189 (HIMAC Project).
A. Itano, Proc. of the 13th Sympo. on
Accel. Sci. and Tech., Osaka, Japan (2001) pp.
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Schardt and G. Kraft, "Magnetic scanning system for
heavy ion therapy", Nuclear Instruments and Methods A 330
(1993) 296.
Claims (12)
1. Un sistema de aceleración para partículas
nucleares cargadas con un número de masa igual o mayor de 1 para
aplicaciones médicas y/u otras aplicaciones, el cual sistema
comprende por lo menos un acelerador lineal de radiofrecuencia (RF)
(6, 8, 10, 13), y una estructura mecánica semejante a un pórtico (T)
dispuesto para girar alrededor de un eje, empleado para irradiar el
objetivo/paciente desde más de una dirección con un haz de iones
pulsados, caracterizado por el hecho de que por lo menos un
acelerador lineal de radiofrecuencia (RF) (6, 8, 10, 13), es decir,
un acelerador lineal o una sección del acelerador lineal, está
montado(a) sobre dicha estructura mecánica similar a un
pórtico (T).
2. Un sistema para la aceleración de iones, de
acuerdo con la reivindicación 1, además caracterizado porque,
comprende uno o más aceleradores de partículas llamados aquí
colectivamente preacelerador(es), dispuesto(s) para
impartir energía a las partículas producidas por una fuente de iones
antes de inyectar el haz de iones en el
acelerador(es)
lineal(es) montado(s) sobre la estructura similar a un pórtico.
lineal(es) montado(s) sobre la estructura similar a un pórtico.
3. Un sistema para la aceleración de iones de
acuerdo con la reivindicación 1, además, caracterizado por el
hecho de que tiene sobre la estructura mecánica similar a un
pórtico (T), un sistema para el suministro de haces de iones para
aplicaciones médicas o cualquier otra aplicación.
4. Un sistema para la aceleración de iones, de
acuerdo con la reivindicación 1, además, caracterizado por
el hecho de que una o más secciones de un acelerador(es)
lineal(es) está(n) montado(s) en cualquier posición
sobre la estructura mecánica similar a un pórtico (T), puede
trabajar con diferentes frecuencias, y cada una de ellas incluye un
número de módulos de aceleración de acuerdo con las necesidades
consideradas.
5. Un sistema para la aceleración de iones, de
acuerdo con la reivindicación 1, además, caracterizado
porque, comprende unos generadores de potencia de radiofrecuencia
(RF), los cuales están o bien montados sobre la estructura mecánica
similar a un pórtico (T), y directamente conectados a los módulos de
la(s) sección(es) del acelerador lineal, o bien están
localizados fuera de la estructura mecánica similar a un pórtico, y
conectados a la(s) sección(es) del acelerador lineal
por medio de unos dispositivos guiados por ondas dispuestos para
girar, que consisten en dos convertidores modales copulados
íntimamente uno frente al otro galvánicamente conectados, o
cualquier otro dispuesto para girar el dispositivo de potencia de
radiofrecuencia (RF).
6. Un sistema para la aceleración de iones, de
acuerdo con las reivindicaciones 1 y 2, además, caracterizado
por el hecho de que el pre-acelerador es un
ciclotrón convencional o un ciclotrón superconductor o un acelerador
FFAG, ambos posiblemente seguidos por un acelerador lineal.
7. Un sistema para la aceleración de iones, de
acuerdo con la reivindicación 1 y 2, además, caracterizado
por el hecho de que el pre-acelerador es un
acelerador lineal convencional o un acelerador lineal
superconductor.
8. Un sistema para la aceleración de iones, de
acuerdo con la reivindicación 1, y una o más reivindicaciones de la
2 a la 7, además, caracterizado por el hecho de que la fuente
de iones y/o el preacelerador, o partes del mismo, están montadas
sobre la estructura mecánica semejante a un pórtico (T).
9. Un sistema para aceleración de iones, de
acuerdo con la reivindicación 1, y una o más reivindicaciones de la
2 a la 7, además, caracterizado por el hecho de que dicho
sistema incluye una fuente o bien contínua o bien de pulsos, de
acuerdo con la tasa de repetición del (de los) acelerador(es)
lineal(es), por ejemplo un ECR ó un EBIS u otro tipo de
fuente de iones.
10. Un sistema para aceleración de iones, de
acuerdo con la reivindicación 1, además, caracterizado por el
hecho de que la energía de salida del haz se modula mediante la
variación de la potencia de entrada (RF) a los módulos de
aceleración.
11. Un sistema para la aceleración de iones, de
acuerdo con la reivindicación 1, además, caracterizado por
el hecho de que la intensidad del haz de salida del acelerador
lineal, se modula a saber, pulso a pulso, por los parámetros del
haz de iones en la fuente de iones y/o en el preacelerador y/o por
la dinámica del haz.
12. Empleo de un sistema para la aceleración de
iones y de sus componentes, de acuerdo con una o más de las
reivindicaciones 1 a 11, en el ámbito médico, en particular para la
producción de radiofármacos y para la terapia de radiación del
cáncer, y/o para fines industriales y/o en aplicaciones de
investigación científica y/o en aplicaciones tecnológicas.
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