ES2594619T3 - Radioterapia con partículas cargadas - Google Patents

Abstract

Un aparato que comprende: un soporte del paciente (170), un acelerador (10; 502) que comprende una carcasa del acelerador, estando configurado el acelerador (10; 502) para producir un haz de protones o iones que tenga un nivel de energía de al menos 150 MeV, y un pórtico (504) sobre el cual se monta el acelerador (10, 502) para permitir que el acelerador (10; 502) se mueva a lo largo de un intervalo (520) de posiciones alrededor de un paciente sobre el soporte del paciente (170), teniendo el haz de protones o iones un nivel de energía suficiente para alcanzar cualquier diana arbitraria en el paciente, desde posiciones dentro del intervalo (520), en el que el pórtico (504) está soportado para la rotación sobre dos lados del soporte del paciente y está limitado a rotar dentro de un intervalo (520) de posiciones de aproximadamente 180 grados a aproximadamente 330 grados, el haz de protones o iones está adaptado para pasar esencialmente directamente desde la carcasa del acelerador hasta el paciente sobre el soporte del paciente (170).

Description

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DESCRIPCION

Radioterapia con partmulas cargadas Antecedentes

La presente descripcion se refiere a radioterapia con partmulas cargadas (por ejemplo, proton o ion).

La energfa de un haz de protones o iones para terapia necesita ser alta en comparacion con la energfa de un haz de electrones usado en radioterapia convencional. Un haz de protones, por ejemplo, que tiene un intervalo residual de aproximadamente 32 cm en agua, se considera adecuado para tratar cualquier diana tumoral en la poblacion humana. Cuando la asignacion se hace para la reduccion en el intervalo residual que resulta de laminas dispersoras usadas para difundir el haz, se necesita una energfa de haces de protones inicial de 250 MeV para lograr el intervalo residual de 32 cm.

Pueden usarse varios tipos de aceleradores de partmulas para producir un haz de protones de 250 MeV a una corriente de haces suficiente (por ejemplo, aproximadamente 10 nA) para radioterapia, que incluye aceleradores lineales, sincrotones y ciclotrones.

El diseno de un sistema de radioterapia de protones o iones para un entorno clmico debe tener en cuenta el tamano global, coste y complejidad. El espacio disponible esta normalmente limitado en entornos clmicos atestados. El menor coste permite que se desplieguen mas sistemas para alcanzar una poblacion de pacientes mas ancha. Menos complejidad reduce los costes de operacion y hace que el sistema sea mas fiable para uso clmico rutinario.

Otras consideraciones tambien pesan sobre el diseno de un sistema de terapia tal. Configurando el sistema para aplicar el tratamiento a pacientes que se mantienen en una posicion reproducible estable (por ejemplo, tumbados de espaldas sobre una mesa plana), el medico puede relocalizar con mas precision la diana prevista, con respecto a la anatoirna del paciente, en cada tratamiento. La reproduccion fiable de la posicion del paciente para cada tratamiento tambien puede ayudarse usando moldes personalizados y soportes ajustados al paciente. Con un paciente en una posicion fija estable, el haz de radioterapia puede ser dirigido al paciente desde una sucesion de angulos, de manera que, durante el transcurso del tratamiento, la dosis de radiacion a la diana se potencie, mientras que la dosis de radiacion externa se difunde sobre los tejidos no diana.

Tradicionalmente, un portico isocentrico se gira alrededor del paciente en posicion supina para dirigir el haz de radiacion a lo largo de trayectorias sucesivas que se encuentran en un intervalo de angulos en un plano vertical comun hacia un unico punto (llamado un isocentro) dentro del paciente. Girando la mesa sobre la que esta tumbado el paciente alrededor de un eje vertical, el haz puede dirigirse al paciente a lo largo de diferentes trayectorias. Se han usado otras tecnicas para variar la posicion de la fuente de radiacion alrededor del paciente, que incluyen manipulacion robotica. Y se han usado otras formas de mover o recolocar al paciente.

En la terapia de haces de rayos X de alta energfa, el haz de rayos X puede dirigirse hacia el isocentro de un acelerador lineal de electrones montado sobre el portico o brazo robotico.

En la terapia con haces de protones tfpica, el acelerador de partmulas circular que produce el haz es demasiado grande para ser montado sobre el portico. En su lugar, el acelerador se monta en una posicion fija y el haz de partmulas se redirige mediante un portico giratorio usando elementos de direccion de haces magneticos.

El documento DE 4411171 (A1) desvela un dispositivo para dirigir un haz de partmulas cargadas desde una fuente usando un acelerador que puede girar alrededor de un eje.

El documento US 4705955 ensena un aparato para irradiar un paciente usando una fuente que puede girarse alrededor de un eje horizontal.

SUMARIO

La invencion se define en las reivindicaciones adjuntas.

En general, en un aspecto, un acelerador esta montado sobre un portico para permitir que el acelerador se mueva a traves de un intervalo de posiciones alrededor de un paciente sobre un soporte del paciente. El acelerador esta configurado para producir un haz de protones o de iones que tiene un nivel de energfa suficiente para alcanzar cualquier diana arbitraria en el paciente de posiciones dentro del intervalo. El haz de protones o de iones pasa esencialmente directamente de la carcasa del acelerador al paciente.

Las implementaciones pueden incluir una o mas de las siguientes caractensticas. El portico esta soportado para rotacion sobre rodamientos en dos lados del soporte del paciente. El portico tiene dos patas que se extienden desde un eje de rotacion y un armazon entre las dos patas sobre el que esta montado el acelerador. El portico esta limitado a girar dentro de un intervalo de posiciones que es mas pequeno de 360 grados, al menos de hasta 180 grados y en algunas implementaciones en el intervalo de aproximadamente 180 grados a aproximadamente 330 grados. (Un intervalo de rotacion de 180 grados es suficiente para proporcionar todos los angulos de aproximacion en un

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paciente en posicion supina.) Las paredes radio-protectoras incluyen al menos una pared que no esta en lmea con el haz de protones o de iones del acelerador en cualquiera de las posiciones dentro del intervalo; esa pared se construye para proporcionar la misma radio-proteccion con menos masa. El soporte del paciente esta montado en un area que es accesible a traves de un espacio definido por un intervalo de posiciones a las que el portico esta limitado para no girar. El soporte del paciente es movil con respecto al portico que incluye rotacion alrededor de un eje de rotacion del paciente que es vertical. El eje de rotacion del paciente contiene un isocentro en la proximidad de un paciente sobre el soporte del paciente. El eje de rotacion del portico es horizontal y contiene el isocentro. El acelerador pesa menos de 40 toneladas y en implementaciones tfpicas dentro de un intervalo de 5 a 30 toneladas, ocupa un volumen inferior a 4,5 metros cubicos y normalmente en un intervalo de 0,7 a 4,5 metros cubicos, y produce un haz de protones o de iones que tiene un nivel de energfa de al menos 150 MeV y en un intervalo de 150 a 300 MeV, por ejemplo, 250 MeV.

El acelerador puede ser un sincrociclotron con una estructura de iman que tiene la intensidad de campo de al menos 6 Tesla y puede ser de 6 a 20 Tesla. La estructura de iman incluye bobinados superconductores que se enfnan por crio-refrigeradores. El haz de protones o de iones pasa directamente del acelerador al area general de la postura del paciente. Una camara protectora que contiene el soporte del paciente, el portico y el acelerador incluye al menos una pared de la camara que es mas delgada que las otras paredes de la camara. Una porcion de la camara puede estar incorporada dentro de la tierra.

En general, en un aspecto, un acelerador esta configurado para producir un haz de protones o de iones que tiene un nivel de energfa suficiente para alcanzar cualquier diana arbitraria en un paciente. El acelerador es suficientemente pequeno y suficientemente ligero de peso para ser montado sobre un portico giratorio en una orientacion para permitir que el haz de protones o de iones pase esencialmente directamente de la carcasa del acelerador al paciente.

En general, en un aspecto, un sincrociclotron medico tiene un estructura electromagnetica superconductora que genera la intensidad de campo de al menos 6 Tesla, produce un haz de partmulas, tales como protones, que tiene un nivel de energfa de al menos 150 MeV, tiene un volumen no superior a 4,5 metros cubicos, y tiene un peso inferior a 30 toneladas.

En general, en un aspecto, un paciente esta soportado dentro de un espacio de tratamiento, un haz de protones o iones pasa en una direccion en lmea recta de una salida de un acelerador a cualquier diana arbitraria dentro del paciente, y se hace que la direccion en lmea recta se vane a traves de un intervalo de direcciones alrededor del paciente.

En general, en un aspecto, una estructura incluye un soporte del paciente y un portico sobre el que un acelerador esta montado para permitir que el acelerador se mueva a traves de un intervalo de posiciones alrededor de un paciente sobre el soporte del paciente. El acelerador esta configurado para producir un haz de protones o de iones que tiene un nivel de energfa suficiente para alcanzar cualquier diana arbitraria en el paciente de posiciones dentro del intervalo. Un recinto cercado contiene el soporte del paciente, el portico y el acelerador. En algunos ejemplos, mas de la mitad de la superficie del recinto cercado esta incorporada dentro de la tierra.

Otros aspectos incluyen otras combinaciones de los aspectos y caractensticas tratados anteriormente y otras caractensticas expresadas como aparatos, sistemas, metodos, productos de software, metodos de negocio, y en otras formas.

Generando el campo magnetico de aproximadamente 10 Tesla, el tamano del acelerador se aproxima a 1,5 metros y la masa se reduce a aproximadamente 15 a 20 toneladas. El peso dependera del campo magnetico de dispersion que va a permitir cerca del acelerador. Incluso pesos y tamanos mas pequenos pueden ser posibles. Esto permite colocar el ciclotron sobre un portico, con el haz de salida dirigido directamente al isocentro, y girado alrededor del paciente, simplificando asf la administracion de radioterapia de haces de protones o de iones. Todos los elementos de focalizacion y conduccion del haz extrafdo se incorporan dentro del acelerador o inmediatamente adyacentes a el. El montaje directo del acelerador sobre el portico elimina los elementos de transporte del haz que de otro modo se requerinan para transportar el haz del acelerador al volumen diana dentro del paciente. El tamano, la complejidad y el coste de un sistema de terapia de haces de protones o de iones se reducen y mejora su rendimiento. El reducir el intervalo de rotacion del portico para que sea inferior a 360 grados en el plano vertical reduce el espesor de la barrera protectora que debe proporcionarse en localizaciones a las que el haz nunca se dirige. Tambien permite la facilidad de acceso al espacio de tratamiento del paciente. El sincrociclotron puede aumentarse a campos arbitrariamente altos sin comprometer el haz que enfoca durante la aceleracion. La eliminacion de bobinas refrigeradas por lfquido criogenico reduce el riesgo al cirujano y al paciente si el lfquido criogenico vaporizado se liberara durante una condicion defectuosa tal como una extincion magnetica.

Otras ventajas y caractensticas seran evidentes de la siguiente descripcion y de las reivindicaciones.

Descripcion de los dibujos

La Figura 1 es una vista en perspectiva de un sistema de terapia.

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La Figura 2 es una vista en perspectiva en despiece ordenado de componentes de un sincrociclotron.

Las Figuras 3, 4, y 5 son vistas en seccion transversal de un sincrociclotron.

La Figura 6 es una vista en perspectiva de un sincrociclotron.

La Figura 7 es una vista en seccion transversal de una porcion de un carrete invertido y bobinados.

La Figura 8 es una vista en seccion transversal de un conductor de material compuesto de cable en canal.

La Figura 9 es una vista en seccion transversal de una fuente de iones.

La Figura 10 es una vista en perspectiva de una placa en D y una D simulada.

La Figura 11 es una vista en perspectiva de una camara acorazada.

La Figura 12 es una vista en perspectiva de una sala de tratamiento con una camara acorazada.

La Figura 13 muestra un perfil de una mitad de un perfil simetrico de una cara polar y una pieza polar.

Descripcion detallada

Como se muestra en la Figura 1, un sistema de radioterapia con partfculas cargadas 500 incluye un acelerador de partfculas productor de haces 502 que tiene un peso y tamano suficientemente pequenos para permitir que se monte sobre un portico giratorio 504 con su salida dirigida recta (es decir, esencialmente directamente) de la carcasa del acelerador hacia un paciente 506. El tamano y coste del sistema de terapia son significativamente reducidos y pueden aumentar la fiabilidad y precision del sistema.

En algunas implementaciones, el portico de acero tiene dos patas 508, 510 montadas para la rotacion sobre dos rodamientos 512, 514 respectivos que se encuentran sobre lados opuestos del paciente. El acelerador esta soportado por un armazon de acero 516 que es lo suficientemente largo para abarcar un area de tratamiento 518 en la que el paciente esta tumbado (por ejemplo, dos veces mas larga que una persona alta, para permitir que la persona sea completamente girada dentro del espacio quedando cualquier area diana deseada del paciente en la imea del haz) y esta unido establemente en ambos extremos a las patas giratorias del portico.

En algunos ejemplos, la rotacion del portico esta limitada a un intervalo 520 de menos de 360 grados, por ejemplo, aproximadamente 180 grados, para permitir que un suelo 522 se extienda desde una pared de la camara acorazada 524 que aloja el sistema de terapia hasta el area de tratamiento del paciente. El intervalo de rotacion limitado del portico tambien reduce el espesor requerido de algunas de las paredes (que nunca reciben directamente el haz, por ejemplo, la pared 530) que proporciona proteccion de la radiacion de personas fuera del area de tratamiento. Un intervalo de 180 grados de rotacion del portico es suficiente para cubrir todos los angulos de aproximacion del tratamiento, pero proporcionar un mayor intervalo de desplazamiento puede ser util. Por ejemplo, el intervalo de rotacion puede estar utilmente entre 180 y 330 grados y todavfa dejar espacio libre para el espacio del suelo de terapia. Cuando el intervalo de desplazamiento es grande, el portico puede oscilar a posiciones que son peligrosas para las personas o equipo dispuestos en una porcion del espacio de terapia.

El eje de rotacion horizontal 532 del portico esta localizado nominalmente un metro por encima del suelo en el que el paciente y el terapeuta interaccionan con el sistema de terapia. Este suelo esta aproximadamente 3 metros por encima del suelo inferior de la camara acorazada protegida del sistema de terapia. El acelerador puede oscilar bajo el suelo elevado para la administracion de haces de tratamiento de por debajo del eje de rotacion. La camilla del paciente se mueve y gira en un plano sustancialmente horizontal paralelo al eje rotacional del portico. La camilla puede girar a traves de un intervalo 534 de aproximadamente 270 grados en el plano horizontal con esta configuracion. Esta combinacion de portico e intervalos de rotacion del paciente y grados de libertad permite al terapeuta seleccionar practicamente cualquier angulo de aproximacion para el haz. Si se necesita, el paciente puede colocarse sobre la camilla en la orientacion opuesta y entonces pueden usarse todos los angulos posibles.

En algunas implementaciones, el acelerador usa una configuracion de sincrociclotron que tiene una estructura electromagnetica superconductora de campo magnetico muy alto. Debido a que el radio de curvatura de una partfcula cargada de una energfa cinetica dada se reduce en proporcion directa a un aumento en el campo magnetico aplicado a ella, la estructura magnetica superconductora de campo magnetico muy alto permite que el acelerador se haga mas pequeno y mas ligero.

Para una intensidad promedio del campo magnetico superior a aproximadamente 5 Tesla, es poco practico usar un ciclotron isocrono (en el que el iman se construye para hacer el campo magnetico mas fuerte cerca de la circunferencia que en el centro para compensar los aumentos de masa y mantener una frecuencia de revolucion constante) para lograr protones de 250 MeV. Esto es debido a que la variacion angular en el campo magnetico usado para mantener el foco del haz en el ciclotron isocrono no puede hacerse lo suficientemente grande usando bisel perfilado de cara polar de hierro.

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El acelerador descrito aqu es un sincrociclotron. El sincrociclotron usa el campo magnetico que es de angulo de rotacion uniforme y disminuye en intensidad al aumentar el radio. Una forma de campo tal puede lograrse independientemente de la magnitud del campo magnetico, por lo que en teona no hay lfmite superior a la intensidad del campo magnetico (y, por tanto, la energfa de partfculas resultante a un radio fijo) que puede usarse en un sincrociclotron.

Ciertos materiales superconductores empiezan a perder sus propiedades superconductoras en presencia de campos magneticos muy altos. Se usan bobinados de hilo superconductores de alto rendimiento para permitir lograr campos magneticos muy altos.

Los materiales superconductores normalmente necesitan enfriarse a temperaturas bajas para que se realicen sus propiedades superconductoras. En algunos ejemplos descritos aqm, se usan crio-refrigeradores para llevar los bobinados de la bobina superconductora a temperaturas proximas al cero absoluto. Usando crio-refrigeradores, en vez de refrigerar en bano los bobinados en helio lfquido, se reduce la complejidad y el coste.

El sincrociclotron esta soportado sobre el portico de manera que el haz se genere directamente en lmea con el paciente. El portico permite la rotacion del ciclotron alrededor de un eje de rotacion horizontal que contiene un punto (isocentro 540) dentro de o cerca del paciente. El armazon partido que es paralelo al eje de rotacion soporta el ciclotron en ambos lados.

Debido a que el intervalo de rotacion del portico esta limitado, un area de soporte del paciente puede acomodarse en una amplia area alrededor del isocentro. Debido a que el suelo puede extenderse ampliamente alrededor del isocentro, una mesa de soporte del paciente puede estar dispuesta para moverse con respecto a y a girar alrededor de un eje vertical a traves del isocentro de manera que, por una combinacion de rotacion del portico y movimiento de la mesa y rotacion, pueda lograrse cualquier angulo de la direccion del haz dentro de cualquier parte del paciente. Los dos brazos del portico estan separados mas de dos veces la altura de un paciente alto, permitiendo que la camilla con el paciente gire y se traslade en un plano horizontal por encima del suelo elevado.

La limitacion del angulo de rotacion del portico permite una reduccion en el espesor de al menos una de las paredes que rodean la sala de tratamiento. Paredes gruesas, normalmente construidas de hormigon, proporcionan proteccion de la radiacion a individuos fuera de la sala de tratamiento. Una pared aguas debajo de un haz de protones de parada necesita ser aproximadamente dos veces tan gruesa como una pared en el extremo opuesto de la sala para proporcionar un nivel de proteccion equivalente. La limitacion del intervalo de rotacion del portico permite que la sala de tratamiento este situada por debajo del nivel de la tierra sobre tres lados, mientras que permite un area ocupada adyacente a la pared mas delgada que reduce el coste de construccion de la sala de tratamiento.

En la implementacion de ejemplo mostrada en la Figura 1, el sincrociclotron superconductor 502 opera con un campo magnetico pico en un hueco polar del sincrociclotron de 8,8 Tesla. El sincrociclotron produce un haz de protones que tienen una energfa de 250 MeV. En otras implementaciones, la intensidad de campo podna estar en el intervalo de 6 a 20 Tesla y la energfa de los protones podna estar en el intervalo de 150 a 300 MeV.

El sistema de radioterapia descrito en este ejemplo se usa para radioterapia con protones, pero pueden aplicarse los mismos principios y detalles en sistemas analogos para su uso en sistemas de tratamiento con iones pesados (iones).

Como se muestra en las Figuras 2, 3, 4, 5 y 6, un sincrociclotron 10 de ejemplo (502 en la Figura 1) incluye un sistema de iman 12 que contiene una fuente de iones 90, un sistema de conduccion de radiofrecuencia 91 y un sistema de extraccion de haces 38. El campo magnetico establecido por el sistema de iman tiene una forma apropiada para mantener el enfoque de un haz de protones contenido usando una combinacion de un par separado de bobinas superconductoras anulares 40, 42 y un par de caras polares 44, 46 ferromagneticas formadas (por ejemplo, acero de bajo carbono).

Las dos bobinas de iones superconductores estan centradas en un eje comun 47 y estan separadas a lo largo del eje. Como se muestra en las Figuras 7 y 8, las bobinas estan formadas por hebras 48 de 0,6 mm de diametro basadas en superconductores de Nb3Sn (que inicialmente comprenden un nucleo de niobio-estano rodeado por una vaina de cobre) utilizadas en una geometna de conductor de canal en cable de Rutherford. Despues de disponerse seis hebras individuales en un canal de cobre 50, se calientan para producir una reaccion que forma el material final (fragil) del bobinado. Despues de haber reaccionado el material, los hilos se sueldan dentro del canal de cobre (dimensiones externas 3,02 x 1,96 mm y dimensiones internas 2,05 x 1,27 mm) y se cubren con aislamiento 52 (en este ejemplo, un material de fibra de vidrio tejido). El canal de cobre que contiene los hilos 53 se enrolla entonces en una bobina que tiene una seccion transversal rectangular de 6,0 cm x 15,25 cm, que tiene 30 capas y 47 giros por capa. La bobina enrollada se impregna entonces a vacfo con un compuesto de epoxi. Las bobinas acabadas se montan sobre un carrete invertido de acero inoxidable anular 56. Se mantiene una manta termica 55 contra la cara interior del carrete y los bobinados para proteger el ensamblaje en el caso de una extincion magnetica. En una version alternativa, la bobina superconductora puede estar formada de hebras basadas en Nb3Sn de 0,8 mm de diametro. Estas hebras pueden utilizarse en un cable de 4 hebras, tratarse termicamente para formar la matriz superconductora y soldarse dentro de un canal de cobre de dimension externa 3,19 por 2,57 mm. El conducto de

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cable en canal integrado puede aislarse con cinta de fibra de vidrio tejida superpuesta y entonces enrollarse en bobinas de 49 giros y 26 capas de profundidad con una seccion transversal rectangular de 79,79 mm por 180,5 mm y radio interno de 374,65 mm. La bobina enrollada se impregna entonces a vado con un compuesto de epoxi. La bobina entera puede entonces cubrirse con hojas de cobre para proporcionar conductividad termica y estabilidad mecanica y luego contenerse en una capa adicional de epoxi. La precompresion de la bobina puede proporcionarse calentando el carrete invertido de acero inoxidable y ajustando las bobinas dentro del carrete invertido. El diametro interno del carrete invertido se elige de manera que cuando la masa entera se enfne a 4 K, el carrete invertido permanezca en contacto con la bobina y proporcione alguna compresion. El calentar el carrete invertido de acero inoxidable a aproximadamente 50 °C y ajustar las bobinas a temperatura ambiente (20 °C) puede lograr esto.

La geometna de la bobina se mantiene montando las bobinas en un carrete rectangular "invertido" 56 e incorporando una camara de acero inoxidable de pre-compresion 58 entre cada bobina y una cara interior 57 del carrete para ejercer una fuerza restauradora 60 que funciona contra la fuerza de distorsion producida cuando las bobinas estan energizadas. La camara se pre-comprime despues de que las bobinas y la manta termica se ensamblen sobre el carrete, inyectando epoxi dentro de la camara y dejando que endurezca. La fuerza de precompresion de la camara se establece para minimizar la deformacion en la matriz superconductora de Nb3Sn fragil a traves de todas las fases de enfriamiento y energizacion magnetica.

Como se muestra en la Figura 5, la posicion de la bobina se mantiene con respecto al yugo magnetico y criostato usando un conjunto de correas de soporte de caliente a fno 402, 404, 406. El soportar la masa fna con correas delgadas minimiza la fuga de calor conferida a la masa fna por el sistema de soporte ngido. Las correas estan dispuestas para resistir la fuerza de la gravedad variable sobre la bobina a medida que el iman gira a bordo del portico. Resisten los efectos combinados de la gravedad y la gran fuerza de descentramiento realizada por la bobina cuando es perturbada desde una posicion perfectamente simetrica con respecto al yugo magnetico. Adicionalmente, los enlaces actuan para minimizar las fuerzas dinamicas conferidas sobre la bobina a medida que el portico acelera y desacelera cuando se cambia la posicion. Cada soporte de caliente a fno incluye 3 enlaces de fibra de vidrio S2. Dos enlaces se soportan a traves de pernos entre el yugo caliente y una temperatura intermedia (50 - 70 K), y un enlace esta soportado a traves del perno de temperatura intermedia y un perno unido a la masa fna. Cada enlace tiene 10,2 cm de longitud (centro de perno a centro de perno) y tiene 20 mm de ancho. El espesor del enlace es 1,59 mm. Cada perno esta hecho de acero inoxidable y tiene 47,7 mm de diametro.

Como se muestra en la Figura 3, el perfil de intensidad del campo en funcion del radio se determina en gran medida por la eleccion de la geometna de la bobina; las caras polares 44, 46 del material del yugo permeable pueden estar contorneadas para ajustarse a la forma del campo magnetico para asegurar que el haz de partfculas siga focalizado durante la aceleracion.

Las bobinas superconductoras se mantienen a temperaturas proximas al cero absoluto (por ejemplo, aproximadamente 4 grados Kelvin) encerrando el ensamblaje de bobina (las bobinas y el carrete) dentro de una camara criostatica de aluminio o acero inoxidable anular evacuada 70 que proporciona un espacio libre alrededor de la estructura de la bobina, excepto en un conjunto limitado de puntos de soporte 71, 73. En una version alternativa, la pared externa del criostato puede hacerse de acero de bajo carbono para proporcionar una trayectoria de flujo de retorno adicional para el campo magnetico. La temperatura proxima al cero absoluto se logra y se mantiene usando dos crio-refrigeradores de Gifford-McMahon 72, 74 que estan dispuestos en diferentes posiciones sobre el ensamblaje de bobina. Cada crio-refrigerador tiene un extremo fno 76 en contacto con el ensamblaje de bobina. Las cabezas del crio-refrigerador 78 se suministran con helio comprimido de un compresor 80. Estan dispuestos otros dos crio-refrigeradores de Gifford-McMahon 77, 79 para enfriar derivaciones 81 de alta temperatura (por ejemplo, 60 - 80 grados Kelvin) que suministran corriente a los bobinados superconductores.

El ensamblaje de bobina y las camaras criostaticas estan montados dentro y completamente encerrados por dos mitades 81, 83 de un yugo magnetico en forma de casquete 82. En este ejemplo, el diametro interno del ensamblaje de bobina es aproximadamente 140 cm. El yugo de hierro 82 proporciona una trayectoria para el flujo del campo magnetico de retorno 84 y protege magneticamente el volumen 86 entre las caras polares 44, 46 para prevenir que las influencias magneticas externas perturben la forma del campo magnetico dentro de ese volumen. El yugo tambien sirve para reducir el campo magnetico de dispersion en la proximidad del acelerador.

Como se muestra en la Figura 3 y 9, el sincrociclotron incluye una fuente de iones 90 de una geometna de calibre de ion de Penning localizada cerca del centro geometrico 92 de la estructura de iman 82. La fuente de iones se alimenta de un suministro 99 de hidrogeno a traves de una lrnea de gas 101 y el tubo 194 que suministra hidrogeno gaseoso. Los cables electricos 94 llevan una corriente electrica de una fuente de corriente 95 para estimular la descarga de electrones de los catodos 192, 194 que estan alineados con el campo magnetico, 200.

Los electrones descargados ionizan el gas que sale a traves de un orificio pequeno del tubo 194 para crear un suministro de iones positivos (protones) para la aceleracion por una placa de radiofrecuencia (en forma de D) semicircular 100 que abarca la mitad del espacio encerrado por la estructura de iman y una placa en D simulada 102. Como se muestra en la Figura 10, la placa en D 100 es una estructura metalica hueca que tiene dos superficies semicirculares 103, 105 que encierran un espacio 107 en el que los protones son acelerados durante la mitad de su rotacion alrededor del espacio encerrado por la estructura de iman. Una abertura de conducto 109 dentro del

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espacio 107 se extiende a traves del yugo a una localizacion externa de la que puede unirse una bomba de vacm 111 para evacuar el espacio 107 y el resto del espacio dentro de una camara de vado 119 en la que tiene lugar la aceleracion. La D simulada 102 comprende un anillo metalico rectangular que esta separado cerca del borde expuesto de la placa en D. La D simulada esta conectada a tierra a la camara de vado y yugo magnetico. La placa en D 100 es impulsada por una senal de radiofrecuencia que se aplica al final de una lmea de transmision de radiofrecuencia para conferir un campo electrico en el espacio 107. El campo electrico de radiofrecuencia se hace para variar en el tiempo a medida que el haz de partmulas acelerado aumenta en distancia desde el centro geometrico.

Para que el haz que emerge de la fuente de iones centralmente localizada limpie la estructura de fuente de iones a medida que empieza a girar en espiral hacia afuera, se requiere una gran diferencia de voltaje a traves de las placas de radiofrecuencia. Se aplican 20.000 voltios a traves de las placas de radiofrecuencia. En algunas versiones pueden aplicarse de 8.000 a 20.000 voltios a traves de las placas de radiofrecuencia. Para reducir la potencia requerida para conducir este gran voltaje, la estructura de iman esta dispuesta para reducir la capacitancia entre las placas de radiofrecuencia y la tierra. Esto se hace formando orificios con espacio libre suficiente de las estructuras de radiofrecuencia a traves del yugo externo y la carcasa del criostato y creando espacio suficiente entre las caras polares del iman.

El potencial alterno de alto voltaje que conduce la placa en D tiene una frecuencia que es barrida hacia abajo durante el ciclo de aceleracion para explicar la creciente masa relativista de los protones y el campo magnetico decreciente. La D simulada no requiere una estructura semicilmdrica hueca ya que esta a potencial de tierra junto con las paredes de la camara de vado. Podnan usarse otras disposiciones de placa tales como mas de un par de electrodos de aceleracion conducidos con diferentes fases electricas o multiplos de la frecuencia fundamental. La estructura de RF puede ajustarse para mantener la Q alta durante el barrido de frecuencia requerido usando, por ejemplo, un condensador giratorio que tiene palas giratorias y estacionarias engranadas. Durante cada engranaje de las palas, la capacitancia aumenta, reduciendose asf la frecuencia resonante de la estructura de RF. Las palas pueden formarse para crear un barrido de frecuencia precisa requerido. Un motor de accionamiento para el condensador giratorio puede bloquearse en fase para el generador de RF para el control preciso. Un grupo de partmulas se acelera durante cada engranaje de las palas del condensador giratorio.

La camara de vado 119 en la que se produce la aceleracion es un recipiente generalmente cilmdrico que es mas delgado en el centro y mas grueso en el borde. La camara de vado encierra las placas de RF y la fuente de iones y se evacua por la bomba de vado 111. El mantenimiento de un alto vado asegura que los iones que se aceleran no se pierden por colisiones con moleculas de gas y permite mantener el voltaje de RF a un mayor nivel sin formar arco electrico a tierra.

Los protones atraviesan una trayectoria generalmente en espiral que empieza en la fuente de iones. En la mitad de cada bucle de la trayectoria en espiral, los protones ganan energfa a medida que pasan a traves del campo electrico de RF en el espacio 107. A medida que los iones ganan energfa, el radio de la orbita central de cada bucle sucesivo de su trayectoria en espiral es superior al bucle previo hasta que el radio del bucle alcanza el radio maximo de la cara polar. En esa localizacion, una perturbacion del campo magnetico y electrico dirige a los iones dentro de un area en la que el campo magnetico disminuye rapidamente, y los iones se separan del area de campo magnetico alto y se dirigen a traves de un tubo evacuado 38 para salir del yugo del ciclotron. Los iones que salen del ciclotron tenderan a dispersarse a medida que entran en el area de campo magnetico notablemente reducido que existe en la sala alrededor del ciclotron. Los elementos de moldeo del haz 107, 109 en el canal de extraccion 38 redirigen los iones de manera que permanezcan en un haz recto de grado espacial limitado.

El campo magnetico dentro del hueco polar necesita tener ciertas propiedades para mantener el haz dentro de la camara evacuada a medida que se acelera. El mdice de campo magnetico

n - -(r/B)dB/dr

debe mantenerse positivo para mantener esta focalizacion "debil". Aqrn, r es el radio del haz y B es el campo magnetico. Adicionalmente, el mdice de campo necesita mantenerse por debajo de 0,2, debido a que a este valor la periodicidad de las oscilaciones radiales y las oscilaciones verticales del haz coincide en una resonancia Vr = 2 vz. Las frecuencias de betatron se definen por Vr = (1-n)1/2 y Vz = n1/2. La cara polar ferromagnetica se disena para formar el campo magnetico generado por las bobinas de manera que el mdice de campo n se mantenga positivo e inferior a 0,2 en el diametro mas pequeno de acuerdo con un haz de 250 MeV en el campo magnetico dado.

A medida que el haz sale del canal de extraccion, pasa a traves de un sistema de formacion de haces 125 que puede estar programablemente controlado para crear una combinacion deseada de angulo de dispersion y modulacion de intervalo para el haz. Ejemplos de sistemas de formacion de haces utiles para ese fin se describen en la patente de Estados Unidos N.° US 7.208.748, titulada “A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation”, presentada el 24 de septiembre de 2004.

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Durante la operacion, las placas absorben energfa del campo de radiofrecuencia aplicado como resultado de la resistencia conductora a lo largo de las superficies de las placas. Esta energfa aparece como calor y se elimina de las placas usando lmeas de refrigeracion con agua 108 que liberan el calor en un intercambiador de calor 113.

Los campos magneticos de dispersion que salen del ciclotron estan limitados por tanto el yugo de iman del casquete (que tambien sirve de proteccion) como una proteccion magnetica separada 114. La proteccion magnetica separada incluye una capa 117 de material ferromagnetico (por ejemplo, acero o hierro) que encierra el yugo de casquete, separado por un espacio 116. Esta configuracion que incluye un emparedado de un yugo, un espacio y una proteccion logra proteccion adecuada para un campo magnetico de fuga dada a menor peso.

Como se ha mencionado, el portico permite que el sincrociclotron gire alrededor del eje de rotacion horizontal 532. La estructura de armazon 516 tiene dos tramos generalmente paralelos 580, 582. El sincrociclotron se sostiene entre los tramos aproximadamente a mitad de camino entre las patas. El portico se equilibra para el giro alrededor de los rodamientos usando contrapesos 122, 124 montados sobre los extremos de las patas opuestas al armazon.

El portico es accionado para girar por un motor electrico montado en una de las patas del portico y esta conectado a la carcasa de los rodamientos por engranajes de accionamiento y correas o cadenas. La posicion de giro del portico se deriva de senales proporcionadas por codificadores del angulo de rotacion incorporados dentro de los motores de accionamiento del portico y los engranajes de accionamiento.

En la localizacion en la que el haz de iones sale del ciclotron, el sistema de formacion de haces 125 actua sobre el haz de iones para darle propiedades adecuadas para el tratamiento del paciente. Por ejemplo, el haz puede difundirse y variarse su profundidad de penetracion para proporcionar radiacion uniforme a traves de un volumen diana dado. El sistema de formacion de haces puede incluir elementos de dispersion pasivos, ademas de elementos de barrido activos.

Todos los sistemas activos del sincrociclotron (las bobinas superconductoras accionadas por corriente, las placas accionadas por RF, las bombas de vacro para la camara de aceleracion a vado y para la camara de refrigeracion de las bobinas superconductoras, la fuente de iones accionada por corriente, la fuente de gas hidrogeno y los refrigeradores de placas de RF, por ejemplo), estan controlados por electronica de control del sincrociclotron apropiada (no mostrada).

El control del portico, el soporte del paciente, los elementos de moldeo del haz activos y el sincrociclotron para realizar una sesion de terapia se logran por electronica de control de terapia apropiada (no mostrada).

Como se muestra en las Figuras 1, 11 y 12, los rodamientos del portico estan soportados por las paredes de una camara acorazada de ciclotron 524. El portico permite que el ciclotron oscile a traves de un intervalo 520 de 180 grados (o mas), que incluye posiciones por encima, al lado y por debajo del paciente. La camara acorazada es lo suficientemente alta para mantener despejado el portico en los extremos superior e inferior de su movimiento. Un laberinto 146 rodeado por paredes 148, 150 proporciona una via de entrada y salida para terapeutas y pacientes. Debido a que al menos una pared 152 nunca esta en lrnea con el haz de protones directamente del ciclotron, puede hacerse relativamente delgada y todavfa realizar su funcion protectora. Las otras tres paredes laterales 154, 156, 150/148 de la sala, que pueden necesitar estar mucho mas protegidas, pueden estar enterradas dentro de una montana de arcilla (no mostrada). El espesor requerido de las paredes 154, 156 y 158 puede reducirse, debido a que la tierra puede ella misma proporcionar algo de la proteccion necesaria.

Por motivos de seguridad y esteticos, una sala de terapia 160 se construye dentro de la camara acorazada. La sala de terapia arranca en voladizo desde las paredes 154, 156, 150 y la base 162 de la sala contenedora dentro del espacio entre las patas del portico de un modo que despeje el portico oscilante y tambien maximice el grado del espacio del suelo 164 de la sala de terapia. La puesta en servicio periodica del acelerador puede llevarse a cabo en el espacio por debajo del suelo elevado. Cuando el acelerador gira a la posicion inferior sobre el portico, es posible el acceso completo al acelerador en un espacio separado del area de tratamiento. Los suministros de potencia, equipo de refrigeracion, bombas de vacro y otro equipo de soporte pueden localizarse debajo del suelo elevado en este espacio separado.

Dentro de la sala de tratamiento, el soporte del paciente 170 puede montarse en una variedad de formas que permiten que el soporte sea subido y bajado y el paciente gire y se mueva a una variedad de posiciones y orientaciones.

Informacion adicional referente al diseno del acelerador puede encontrarse en la patente de EE.UU. N.° 7.656.258, titulada MAGNET STRUCTURE FOR PARTICLE ACCELERATION (T. Antaya, et al.), presentada el 9 de agosto de 2006.

Claims (10)

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   REIVINDICACIONES

   1. Un aparato que comprende:

   un soporte del paciente (170),

   un acelerador (10; 502) que comprende una carcasa del acelerador, estando configurado el acelerador (10; 502) para producir un haz de protones o iones que tenga un nivel de energfa de al menos 150 MeV, y

   un portico (504) sobre el cual se monta el acelerador (10, 502) para permitir que el acelerador (10; 502) se mueva a lo largo de un intervalo (520) de posiciones alrededor de un paciente sobre el soporte del paciente (170), teniendo el haz de protones o iones un nivel de energfa suficiente para alcanzar cualquier diana arbitraria en el paciente, desde posiciones dentro del intervalo (520), en el que el portico (504) esta soportado para la rotacion sobre dos lados del soporte del paciente y esta limitado a rotar dentro de un intervalo (520) de posiciones de aproximadamente 180 grados a aproximadamente 330 grados,

   el haz de protones o iones esta adaptado para pasar esencialmente directamente desde la carcasa del acelerador hasta el paciente sobre el soporte del paciente (170).
2. 2. El aparato de la reivindicacion 1, en el que el portico (504) esta soportado para la rotacion sobre los rodamientos (512, 514) en los dos lados del soporte del paciente (170).
3. 3. El aparato de la reivindicacion 1, en el que el portico (504) comprende dos brazos (508, 510) que se extienden desde un eje de rotacion del portico (504) y un armazon (516) entre los dos brazos (508, 510) sobre el cual se monta el acelerador (10, 502).
4. 4. El aparato de la reivindicacion 1, que tambien incluye unas paredes radio-protectoras (148, 150, 152, 154, 156), al menos una de las cuales (152) esta adaptada para no recibir directamente el haz de protones o iones del acelerador (10, 502), estando construida la pared (152) con menos masa que las otras paredes (148, 150, 154, 156) para proporcionar la misma radio-proteccion que las otras paredes (148, 150, 154, 156).
5. 5. El aparato de la reivindicacion 1, en que el soporte del paciente (170) esta montado sobre un area de soporte del paciente que es accesible a traves de un espacio definido por un intervalo de posiciones al que esta limitado la rotacion del portico (504).
6. 6. El aparato de la reivindicacion 1, en el que el soporte del paciente (170) se puede mover con relacion al portico (504).
7. 7. El aparato de la reivindicacion 1, en el que el soporte del paciente (170) esta configurado para la rotacion en torno a un eje de rotacion del paciente.
8. 8. El aparato de la reivindicacion 7, en el que el eje de rotacion del paciente (542) es vertical.
9. 9. El aparato de la reivindicacion 1, en el que el portico esta configurado para la rotacion del acelerador (10, 502) en torno a un eje de rotacion del portico.
10. 10. El aparato de la reivindicacion 9, en el que el eje de rotacion del portico (532) es horizontal.