ES2651735T3 - Sistema de retorno activo - Google Patents

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ES2651735T3
ES2651735T3 ES14170555.8T ES14170555T ES2651735T3 ES 2651735 T3 ES2651735 T3 ES 2651735T3 ES 14170555 T ES14170555 T ES 14170555T ES 2651735 T3 ES2651735 T3 ES 2651735T3
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superconducting coils
synchrocyclotron
superconducting
coils
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Gerrit Townsend Zwart
James Cooley
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Mevion Medical Systems Inc
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Abstract

Sincrociclotrón (302) que comprende: un imán para generar un primer campo magnético, comprendiendo el imán unas primeras bobinas superconductoras (200, 400, 401) para hacer circular corriente en una primera dirección para generar así el primer campo magnético, siendo el primer campo magnético de al menos 4 Teslas (T); un sistema de retorno activo que comprende unas segundas bobinas superconductoras (201, 409, 410), rodeando cada una de las segundas bobinas superconductoras, y siendo concéntrica con, una primera bobina superconductora correspondiente, haciendo circular las segundas bobinas superconductoras corriente en una segunda dirección que es opuesta a la primera dirección para generar de ese modo un segundo campo magnético que tiene un campo magnético de al menos 2,5 T, teniendo el segundo campo magnético una polaridad que es opuesta a una polaridad del primer campo magnético; comprendiendo además el sincrociclotrón una única estructura de soporte (601) en la que están montadas al menos una de las primeras bobinas superconductoras y la correspondiente de las segundas bobinas superconductoras, en el que el sistema de retorno activo está configurado para generar un campo magnético que en funcionamiento es capaz de disminuir el campo magnético parásito que sale del sincrociclotrón y que resulta de la corriente a través de las primeras bobinas superconductoras sin blindaje de campos magnéticos mediante la estructura de soporte única.

Description

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DESCRIPCION
Sistema de retorno activo Campo tecnico
La presente descripcion se refiere generalmente a un sistema de retorno activo para un iman superconductor. Antecedentes
Los sistemas de terapia de partfculas utilizan un acelerador para generar un haz de partfculas para tratar enfermedades, tales como tumores. En funcionamiento, las partfculas se aceleran en orbitas dentro de una cavidad en presencia de un campo magnetico, y se retiran de la cavidad a traves de un canal de extraccion. Las partfculas forman parte de un haz, que se aplica al paciente para su tratamiento. El campo magnetico lo genera un iman que produce flujo magnetico. Demasiado flujo magnetico parasito puede afectar negativamente al funcionamiento del acelerador y de otros componentes del sistema de terapia de partfculas. Por tanto, puede usarse un retorno para guiar el flujo magnetico parasito. Los retornos ferromagneticos pueden ser pesados y anadir un peso considerable al acelerador. Esto puede resultar problematico en algunos casos.
Sumario
Un ejemplo de acelerador de partfculas comprende un iman para generar un campo magnetico, en el que el iman comprende unas primeras bobinas superconductoras para hacer circular corriente en una primera direccion para generar asf el primer campo magnetico, y en el que el primer campo magnetico es de al menos 4 Teslas (T). El acelerador de partfculas ejemplar tambien comprende un sistema de retorno activo que incluye unas segundas bobinas superconductoras. Cada una de las segundas bobinas superconductoras rodea, y es concentrica con, una primera bobina superconductora correspondiente. Las segundas bobinas superconductoras son para hacer circular corriente en una segunda direccion que es opuesta a la primera direccion para generar de ese modo un segundo campo magnetico de al menos 2.5 T. El segundo campo magnetico tiene una polaridad que es opuesta a una polaridad del primer campo magnetico. El acelerador de partfculas ejemplar puede incluir una o mas de las siguientes caractensticas, ya sea sola o en combinacion.
Una fuente de alimentacion puede proporcionar corriente tanto a las primeras bobinas superconductoras como a las segundas bobinas superconductoras. Las primeras bobinas superconductoras y las segundas bobinas superconductoras pueden montarse en una estructura. La estructura puede comprender al menos uno de acero inoxidable y fibra de carbono.
Las primeras bobinas superconductoras pueden montarse en un interior de la estructura y las segundas bobinas superconductoras pueden montarse en un exterior de la estructura de manera que las segundas bobinas superconductoras estan separadas de las primeras bobinas superconductoras por al menos parte de la estructura. Un anillo de flejado puede rodear las segundas bobinas superconductoras.
Unas piezas polares magneticas pueden definir la cavidad, y la estructura puede rodear al menos parte de las piezas polares magneticas. Una cubierta de criostato puede rodear al menos parte de la estructura y al menos parte de las piezas polares magneticas. La cubierta de criostato puede comprender un material no ferromagnetico.
El acelerador de partfculas puede pesar menos de 15 toneladas, menos de 10 toneladas, menos de 9 toneladas, menos de 8 toneladas, menos de 7 toneladas, y asf sucesivamente.
Un sistema de terapia de protones puede comprender el acelerador de partfculas anterior (y sus variantes), junto con un gantry en el que esta montado el acelerador de partfculas. El gantry puede girar con respecto a la posicion del paciente. Los protones son enviados fundamentalmente directamente desde el acelerador de partfculas a la posicion del paciente. El acelerador de partfculas puede ser un sincrociclotron. El sistema de terapia de protones tambien puede comprender una fuente de partfculas para proporcionar plasma ionizado a una cavidad que contiene el primer campo magnetico, y una fuente de tension para proporcionar tension para acelerar un haz compuesto por pulsos de plasma ionizado hacia una salida.
Un ejemplo de acelerador de partfculas puede comprender una fuente de tension para proporcionar una tension de radiofrecuencia (RF) a una cavidad para acelerar partfculas para producir un haz de partfculas; donde la cavidad tiene un primer campo magnetico para hacer que las partfculas aceleradas desde la columna de plasma se muevan orbitalmente dentro de la cavidad; y donde la tension RF se puede controlar para variar en el tiempo a medida que aumenta la distancia del haz de partfculas desde la columna de plasma. El acelerador de partfculas ejemplar tambien puede comprender un iman para generar el primer campo magnetico en la cavidad, donde el iman comprende unas primeras bobinas superconductoras para hacer circular corriente en una primera direccion para asf generar el primer campo magnetico. El acelerador de partfculas ejemplar tambien puede comprender un sistema de retorno activo que comprende unas segundas bobinas superconductoras, donde cada una de las segundas bobinas superconductoras rodea, y es concentrica con, una primera bobina superconductora correspondiente. Las segundas bobinas superconductoras son para hacer circular corriente en una segunda direccion que es opuesta a la primera direccion para generar de ese modo un segundo campo magnetico que tiene un campo magnetico de al menos 2,5
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Teslas (T). El segundo campo magnetico tiene una polaridad que es opuesta a la polaridad del primer campo magnetico. El acelerador de partfculas ejemplar puede incluir una o mas de las siguientes caractensticas, ya sea sola o en combinacion.
El primer campo magnetico puede ser de al menos 4 T. El segundo campo magnetico puede estar entre 2,5 T y 12 T. El primer campo magnetico puede estar entre 4 T y 20 T y el segundo campo magnetico puede estar entre 2,5 T y 12 T.
Se puede usar una sola fuente de alimentacion para proporcionar corriente tanto a las primeras bobinas superconductoras como a las segundas bobinas superconductoras. Las primeras bobinas superconductoras y las segundas bobinas superconductoras pueden montarse en una estructura. La estructura puede comprender al menos uno de acero inoxidable y fibra de carbono. Las primeras bobinas superconductoras pueden montarse en un interior de la estructura y las segundas bobinas superconductoras pueden montarse en un exterior de la estructura de manera que las segundas bobinas superconductoras estan separadas de las primeras bobinas superconductoras por al menos parte de la estructura. Un anillo de flejado puede rodear las segundas bobinas superconductoras.
Unas piezas polares magneticas pueden definir la cavidad, y la estructura puede rodear al menos parte de las piezas polares magneticas. Una cubierta de criostato puede rodear al menos parte de la estructura y al menos parte de las piezas polares magneticas. La cubierta de criostato puede comprender un material no ferromagnetico.
El acelerador de partfculas puede pesar menos de 15 toneladas, menos de 10 toneladas, menos de 9 toneladas, menos de 8 toneladas, menos de 7 toneladas, y asf sucesivamente.
Un sistema de terapia de protones puede comprender el acelerador de partfculas anterior (y sus variantes), junto con un gantry en el que esta montado el acelerador de partfculas. El gantry puede girar con respecto a la posicion del paciente. Los protones son enviados fundamentalmente directamente desde el acelerador de partfculas a la posicion del paciente. El acelerador de partfculas puede ser un sincrociclotron. El sistema de terapia de protones tambien puede comprender una fuente de partfculas para proporcionar plasma ionizado a una cavidad que contiene el primer campo magnetico, y una fuente de tension para proporcionar tension para acelerar un haz compuesto por pulsos de plasma ionizado hacia una salida.
Dos o mas de las caractensticas descritas en esta descripcion, que incluyen las descritas en esta seccion de sumario, se pueden combinar para formar implementaciones que no se describen espedficamente en este documento.
El control de los diferentes sistemas descritos aqrn, o partes de los mismos, puede implementarse a traves de un producto de programa informatico que incluye instrucciones almacenadas en uno o mas medios de almacenamiento legibles por maquina no transitorios, y que son ejecutables en uno o mas dispositivos de procesamiento. Los sistemas descritos aqrn, o partes de los mismos, pueden implementarse como un aparato, metodo o sistema electronico que puede incluir uno o mas dispositivos de procesamiento y memoria para almacenar instrucciones ejecutables para implementar el control de las funciones establecidas.
Los detalles de una o mas implementaciones se muestran en los dibujos adjuntos y en la descripcion que viene a continuacion. Otras caractensticas, objetos y ventajas seran evidentes a partir de la descripcion y los dibujos, y de las reivindicaciones.
El documento US 4.968.915 describe un ciclotron con bobinas auxiliares que cooperan con un campo magnetico. Descripcion de los dibujos
La figura 1 es una vista en corte lateral de un iman superconductor.
La figura 2 es la vista superior de bobinas de retorno principales y activas ejemplares.
La figura 3 es una vista frontal de un sistema de terapia de partfculas ejemplar.
La figura 4 es una vista en corte en perspectiva de componentes ejemplares de un iman superconductor con bobinas de retorno activas.
La figura 5 es una vista en corte frontal de componentes ejemplares de un iman superconductor con bobinas de retorno activas.
La figura 6 es una vista en seccion transversal de parte de una estructura de soporte ejemplar y arrollamientos de bobina superconductora ejemplares.
La figura 7 es una vista en seccion transversal de un conductor compuesto de cable en canal ejemplar.
La figura 8 es una vista en seccion transversal de una fuente de iones ejemplar.
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La figura 9 es una vista en perspectiva de una placa dee y un dummy dee ejemplares.
La figura 10 es una vista en perspectiva de una boveda ejemplar que contiene un gantry y un acelerador de partfculas ejemplares.
Los sfmbolos de referencia similares en los diferentes dibujos indican elementos similares.
Descripcion detallada
Aqu se describe un ejemplo de un acelerador de partfculas para usar en un sistema, tal como un sistema de terapia de protones o iones. El sistema de terapia de partfculas ejemplar incluye un acelerador de partfculas, en este ejemplo, un sincrociclotron montado en un gantry. El gantry permite que el acelerador gire alrededor de la posicion del paciente, como se explica con mas detalle a continuacion. En algunas implementaciones, el gantry es de acero y tiene dos patas montadas para girar sobre dos cojinetes respectivos que se encuentran en lados opuestos del paciente. El acelerador de partfculas esta soportado por una armadura de acero que es lo suficientemente larga como para abarcar un area de tratamiento en la que se encuentra el paciente y que esta unida por ambos extremos a las patas giratorias del gantry. Como resultado de la rotacion del gantry alrededor del paciente, el acelerador de partfculas tambien gira.
En una implementacion ejemplar, el acelerador de partfculas (por ejemplo, el sincrociclotron) incluye un criostato que contiene una bobina superconductora para conducir una corriente que genera un campo magnetico (B). En este ejemplo, el criostato utiliza helio lfquido (He) para mantener la bobina a temperaturas superconductoras, por ejemplo, 4° Kelvin (K). Las piezas polares magneticas estan situadas dentro del criostato y definen una cavidad en la que se aceleran las partfculas.
En esta implementacion ejemplar, el acelerador de partfculas incluye una fuente de partfculas (por ejemplo, un medidor de ionizacion Penning - fuente PIG) para proporcionar una columna de plasma a la cavidad. Se ioniza gas de hidrogeno para producir la columna de plasma. Una fuente de tension proporciona una tension de radiofrecuencia (RF) a la cavidad para acelerar partfculas de la columna de plasma. Como ya se ha senalado, en este ejemplo, el acelerador de partfculas es un sincrociclotron. En consecuencia, la tension RF es barrida a traves de un rango de frecuencias para justificar efectos relativistas sobre las partfculas (por ejemplo, el aumento de la masa de partfculas) cuando se aceleran partfculas desde la columna. El campo magnetico producido desplazando corriente a traves de la bobina superconductora hace que las partfculas aceleradas desde la columna de plasma se aceleren orbitalmente dentro de la cavidad.
Un regenerador de campo magnetico (“regenerador”) se coloca cerca del exterior de la cavidad (por ejemplo, en un borde interior de la misma) para ajustar el campo magnetico existente dentro de la cavidad a fin de cambiar asf emplazamientos (por ejemplo, el paso y el angulo) de orbitas sucesivas de las partfculas aceleradas desde la columna de plasma para que, finalmente, las partfculas salgan a un canal de extraccion que pasa a traves del criostato. El regenerador puede aumentar el campo magnetico en un punto de la cavidad (por ejemplo, puede producir un “resalto” de campo magnetico en un area de la cavidad), haciendo asf que cada orbita sucesiva de partfculas en ese punto realice una precesion hacia afuera, hacia el punto de entrada del canal de extraccion hasta que llegue al canal de extraccion. El canal de extraccion recibe partfculas aceleradas de la columna de plasma y envfa las partfculas recibidas de la cavidad como un haz de partfculas.
La bobina superconductora puede producir campos magneticos relativamente altos. Tradicionalmente, los yugos ferromagneticos grandes actuaban como un retorno para el campo magnetico parasito producido por la bobina superconductora. Por ejemplo, en algunas implementaciones, el iman superconductor puede generar un campo magnetico relativamente alto de, por ejemplo, 4 Teslas (T) o mas, dando como resultado campos magneticos parasitos considerables. En algunos sistemas, tal como el que se muestra en la figura 1, se usaron yugos de retorno ferromagneticos relativamente grandes 100 como retorno para el campo magnetico generado por las bobinas superconductoras 102. Un escudo magnetico 104 rodeaba las piezas polares. Los yugos de retorno y el escudo juntos disiparon el campo magnetico parasito, reduciendo asf la posibilidad de que los campos magneticos parasitos afecten negativamente al funcionamiento del acelerador. Los inconvenientes de esta configuracion pueden incluir el tamano y el peso. Por ejemplo, en algunos de tales sistemas, el acelerador podna tener un peso del orden de 25 toneladas o mas con dimensiones correspondientemente grandes.
En algunas implementaciones, por tanto, los yugos relativamente grandes y el escudo se usan debido a que el campo magnetico relativamente alto puede ser reemplazado por un sistema de retorno activo. Un ejemplo de sistema de retorno activo incluye una o mas bobinas de retorno activas que conducen corriente en una direccion opuesta a la corriente a traves de las bobinas superconductoras principales. En algunas implementaciones ejemplares, hay una bobina de retorno activa para cada bobina superconductora, por ejemplo, dos bobinas de retorno activas, una para cada bobina superconductora (denominada bobina “principal”). Cada bobina de retorno activa tambien puede ser una bobina superconductora que rodee el exterior de una bobina superconductora principal correspondiente. Por ejemplo, una bobina principal 200 y una bobina de retorno activa 201 pueden estar dispuestas concentricamente, como se muestra en la figura 2.
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La corriente pasa a traves de las bobinas de retorno activas en una direccion que es opuesta a la direccion de la corriente que pasa a traves de las bobinas principales. La corriente que pasa a traves de las bobinas de retorno activas genera asf un campo magnetico que es opuesto en polaridad al campo magnetico generado por las bobinas principales. Como resultado de ello, el campo magnetico generado por una bobina de retorno activa puede disminuir el campo magnetico parasito relativamente fuerte que resulta de la bobina principal correspondiente. En algunas implementaciones, cada retorno activo puede usarse para generar un campo magnetico de entre 2,5 T y 12 T o mas. Por ejemplo, una bobina de retorno activa puede usarse para generar campos magneticos en, o que sobrepasen, una o mas de las siguientes magnitudes: 2,5 T, 2,6 T, 2,7 T, 2,8 T, 2,9 T, 3,0 T, 3,1 T, 3,2 T, 3,3 T, 3,4 T, 3,5 T, 3,6 T, 3,7 T, 3,8 T, 3,9 T, 4,0 T, 4,1 T, 4,2 T, 4,3 T, 4,4 T, 4,5 T, 4,6 T, 4,7 T, 4,8 T, 4,9 T, 5,0 T, 5,1 T, 5,2 T, 5,3 T, 5,4 T, 5,5 T, 5,6 T, 5,7 T, 5,8 T, 5,9 T, 6,0 T, 6,1 T, 6,2 T, 6,3 T, 6,4 T, 6,5 T , 6,6 T, 6,7 T, 6,8 T, 6,9 T, 7,0 T, 7,1 T, 7,2 T, 7,3 T, 7,4 T, 7,5, 7,6 T, 7,7 T, 7,8 T, 7,9 T, 8,0 T, 8,1 T, 8,2 T , 8,3 T, 8,4 T, 8,5, 8,6 T, 8,7 T, 8,8 T, 8,9 T, 9,0 T,
9.1 T, 9,2 T, 9,3 T, 9,4 T, 9,5, 9,6 T, 9,7 T, 9,8 T, 9,9 T, 10,0 T, 10,1 T, 10,2 T, 10,3 T, 10,4 T, 10,5, 10,6 T, 10,7 T, 10,8 T, 10,9 T, 11,0 T, 11,1 T, 11,2 T, 11,3 T, 11,4 T, 11,5, 11,6 T, 11,7 T, 11,8 T, 11,9 T, 12,0 T, 12,1 T, 12,2 T, 12,3 T, 12,4 T, 12,5 o mas. Ademas, una bobina de retorno activa puede usarse para generar campos magneticos que esten dentro del rango de 2,5 T a 12 T (o mas) que no esten espedficamente enumerados anteriormente.
El campo magnetico generado por una bobina principal puede estar dentro de un rango de 4 T a 20 T o mas. Por ejemplo, una bobina principal puede usarse para generar campos magneticos en, o que sobrepasen, una o mas de las siguientes magnitudes: 4,0 T, 4,1 T, 4,2 T, 4,3 T, 4,4 T, 4,5 T, 4,6 T, 4,7 T , 4,8 T, 4,9 T, 5,0 T, 5,1 T, 5,2 T, 5,3 T, 5,4 T, 5,5 T, 5,6 T, 5,7 T, 5,8 T, 5,9 T, 6,0 T, 6,1 T, 6,2 T, 6,3 T, 6,4 T, 6,5 T, 6,6 T, 6,7 T, 6,8 T, 6,9 T, 7,0 T, 7,1 T, 7,2 T, 7,3 T, 7,4 T, 7,5 T, 7,6 T, 7,7 T, 7,8 T, 7,9 T, 8,0 T, 8,1 T, 8,2 T, 8,3 T, 8,4 T, 8,5 T, 8,6 T, 8,7 T, 8,8 T, 8,9 T, 9,0 T, 9,1 T, 9,2 T, 9,3 T, 9,4 T, 9,5 T, 9,6 T, 9,7 T , 9,8 T, 9,9 T, 10,0 T, 10,1 T, 10,2 T, 10,3 T, 10,4 T, 10,5 T,
10.6 T, 10,7 T, 10,8 T, 10,9T, 11,0T, 11,1 T, 11,2T, 11,3 T, 11,4 T, 11,5 T, 11,6T, 11,7 T, 11,8 T, 11,9 T, 12,0T,

12.1 T, 12,2 T, 12,3 T, 12,4 T, 12,5 T, 12,6 T, 12,7 T, 12,8 T, 12,9 T, 13,0 T, 13,1 T, 13,2 T, 13,3 T, 13,4 T, 13,5 T,

13.6 T, 13,7 T, 13,8 T, 13,9 T, 14,0 T, 14,1 T, 14,2 T, 14,3 T, 14,4 T, 14,5 T, 14,6 T, 14,7 T , 14,8 T, 14,9 T, 15,0 T,
15.1 T, 15,2 T, 15,3 T, 15,4 T, 15,5 T, 15,6 T, 15,7 T, 15,8 T, 15,9 T, 16,0 T, 16,1 T, 16,2 T, 16,3 T, 16,4 T, 16,5 T,

16.6 T, 16,7 T, 16,8 T, 16,9 T, 17,0 T, 17,1 T, 17,2 T, 1 7,3 T, 17,4 T, 17,5 T, 17,6 T, 17,7 T, 17,8 T, 17,9 T, 18,0 T,

18.1 T, 18,2 T, 18,3 T, 18,4 T, 18,5 T, 18,6 T, 18,7 T, 18,8 T, 18,9 T , 19,0 T, 19,1 T, 19,2 T, 19,3 T, 19,4 T, 19,5 T,
19.6 T, 19,7 T, 19,8 T, 19,9 T, 20,0 T, 20,1 T, 20,2 T, 20,3 T, 20,4 T, 20,5 T, 20,6 T, 20,7 T, 20,8 T, 20,9 T o mas. Ademas, una bobina principal puede usarse para generar campos magneticos que esten dentro del rango de 4 T a 20 T (o mas) que no esten espedficamente enumerados anteriormente. En algunas implementaciones, las corrientes a traves de las bobinas de retorno activas y las bobinas principales tienen la misma magnitud (o aproximadamente la misma magnitud (por ejemplo, dentro del 10 % de diferencia)). En algunas implementaciones, las corrientes a traves de las bobinas de retorno activas y las bobinas principales tienen diferentes magnitudes.
En algunas implementaciones, cada bobina principal es superconductora y esta hecha de niobio-3 estano (NbaSn) y cada bobina de retorno activa es superconductora y esta hecha de niobio-titanio. Sin embargo, en otras implementaciones, cada bobina principal y cada bobina de retorno puede esta hecha de los mismos, diferentes y / u otros materiales que los senalados anteriormente.
En algunas implementaciones, se puede usar la misma fuente de alimentacion (por ejemplo, una unica) para generar corriente tanto para la bobina o bobinas principales en el iman como para la bobina o bobinas de retorno activas. Esto permite que la corriente a traves de todas las bobinas aumente de forma adecuada y pueda ser util en sistemas de terapia de partfculas ejemplares.
El sistema de retorno activo descrito en este documento se puede usar en un unico acelerador de partfculas y dos o mas de sus caractensticas descritas en este documento se pueden combinar en un unico acelerador de partfculas. El acelerador de partfculas puede usarse en cualquier tipo de aplicacion medica o no medica. A continuacion, se proporciona un ejemplo de un sistema de terapia de partfculas en el que puede usarse un iman superconductor que tiene el sistema de retorno activo descrito en la presente memoria.
Con referencia a la figura 3, un sistema de terapia de radiacion de partfculas cargadas 300 incluye un acelerador de partfculas productor de haces 302 que tiene un peso y un tamano lo suficientemente pequenos como para permitir su montaje en un gantry giratorio 304 con su salida dirigida recta (es decir, fundamentalmente directamente) desde la carcasa de acelerador hacia un paciente 306. En algunas implementaciones, el peso del acelerador de partfculas puede ser menor o igual a uno de los siguientes pesos: 20 toneladas, 19 toneladas, 18 toneladas, 17 toneladas, 16 toneladas, 15 toneladas, 14 toneladas, 14 toneladas, 13 toneladas, 12 toneladas, 11 toneladas, 10 toneladas, 9 toneladas, 8 toneladas, 7 toneladas, 6 toneladas, 5 toneladas, o 4 toneladas. Sin embargo, el acelerador de partfculas puede tener cualquier peso adecuado.
En algunas implementaciones, el gantry de acero tiene dos patas 308, 310 montadas para girar sobre dos cojinetes respectivos 312, 314 que se encuentran en lados opuestos del paciente. El acelerador esta soportado por una armadura de acero 316 que es lo suficientemente larga como para abarcar un area de tratamiento 318 en la que se encuentra el paciente (por ejemplo, dos veces mas larga que una persona alta, para permitir que la persona gire completamente dentro del espacio permaneciendo cualquier area espedfica deseada del paciente en la lmea del haz) y esta asegurada de manera permanente por ambos extremos a las patas giratorias del gantry.
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En algunos ejemplos, la rotacion del gantry esta limitada a un rango 320 de menos de 360 grados, por ejemplo, de aproximadamente 180 grados, para permitir que un suelo 322 se extienda desde una pared de la boveda 324 que aloja el sistema de terapia en el area de tratamiento de paciente. El rango de rotacion limitado del gantry tambien reduce el espesor requerido de algunas de las paredes (que no estan alineadas directamente con el haz, por ejemplo, la pared 330), que proporcionan proteccion contra la radiacion a las personas que estan fuera del area de tratamiento. Un rango de 180 grados de rotacion del gantry es suficiente para cubrir todos los angulos de aproximacion al tratamiento, aunque proporcionar un mayor rango de desplazamiento puede resultar util. Por ejemplo, el rango de rotacion puede estar entre 180 y 330 grados y aun asf proporcionar espacio libre para el espacio del suelo de terapia. Se pueden usar angulos de rotacion diferentes a estos.
El eje de rotacion horizontal 332 del gantry se puede colocar nominalmente a un metro por encima del suelo donde el paciente y el terapeuta interactuan con el sistema de terapia. Este suelo puede colocarse a unos tres metros sobre el suelo inferior de la boveda blindada del sistema de terapia. El acelerador puede oscilar debajo del suelo elevado para distribuir haces de tratamiento desde debajo del eje de rotacion. El sillon del paciente se mueve y gira en un plano sustancialmente horizontal paralelo al eje de rotacion del gantry. El sillon puede girar a traves de un rango 334 de alrededor de 270 grados en el plano horizontal con esta configuracion. Esta combinacion de gantry y gamas de rotacion y grados de libertad de paciente permiten al terapeuta seleccionar virtualmente cualquier angulo de aproximacion para el haz. Si es necesario, el paciente puede colocarse en el sillon en la orientacion opuesta y luego se pueden usar 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 la misma, la estructura magnetica superconductora de campo magnetico muy alto permite que el acelerador se haga mas pequeno y mas ligero. El sincrociclotron usa un campo magnetico que es uniforme en el angulo de rotacion y disminuye su intensidad a medida que aumenta el radio. Tal forma de campo se puede lograr independientemente de la magnitud del campo magnetico, por lo que en teona no existe un lfmite superior para la intensidad de campo magnetico (y por tanto la energfa de partfcula resultante en un radio fijo) que se puede usar en un sincrociclotron.
En la implementacion ejemplar que se muestra en la figura 3, el sincrociclotron superconductor 302 funciona con un campo magnetico maximo en un espacio polar del sincrociclotron de 8,8 Teslas. El sincrociclotron produce un haz de protones que tiene una energfa de 250 MeV. En algunas implementaciones, la intensidad del campo magnetico puede estar en el rango de 4 T a 20 T y la energfa de protones puede estar en el rango de 150 a 300 MeV. En algunas implementaciones, la intensidad de campo magnetico de las bobinas de retorno activas puede estar en el rango de 2,5 T a 12 T.
El sistema de radioterapia descrito en este ejemplo se usa para radioterapia de protones, aunque se pueden aplicar los mismos principios y detalles en sistemas analogos para su uso en sistemas de tratamiento de iones pesados (iones).
Un ejemplo de sincrociclotron incluye un sistema de iman que contiene una fuente de partfculas, un sistema de accionamiento de radiofrecuencia (RF) y un sistema de extraccion de haces. En algunas implementaciones, se pueden usar tipos de aceleradores de partfculas en los que uno o mas de estos elementos estan fuera del acelerador.
Con referencia a las figuras 4 y 5, el campo magnetico establecido por el sistema de iman tiene una forma adecuada para mantener el foco de un haz de protones contenido usando una combinacion de un par dividido de bobinas superconductoras anulares 400, 401 y un par de caras polares ferromagneticas conformadas (por ejemplo, acero bajo en carbono) 403, 404.
Las dos bobinas de iman superconductoras estan centradas en un eje comun 405 y separadas a lo largo del eje. Con referencia a las figuras 6 y 7, las bobinas pueden estar formadas por hebras superconductoras 701 de 0,8 mm de diametro basadas en NbaSn (que comprenden inicialmente un nucleo de niobio-estano rodeado por un escudo de cobre) desplegadas en una geometna de conductor retorcido de cable en canal. Despues de cablear juntas siete hebras individuales, se calientan para provocar una reaccion que forme el material superconductor final (fragil) del hilo. Despues de que el material ha reaccionado, los hilos se sueldan en el canal de cobre (dimensiones externas 3,18 x 2,54 mm y dimensiones internas 2,08 x 2,08 mm) y se cubren con aislamiento 702 (en este ejemplo, un material de fibra de vidrio tejido). El canal de cobre que contiene los hilos 703 se enrolla despues en una bobina que tiene una seccion transversal rectangular de 8,55 cm x 19,02 cm, que tiene 26 capas y 49 vueltas por capa. La bobina enrollada se impregna al vacfo con un compuesto epoxi. Las bobinas terminadas 400, 401 se montan en una estructura de soporte inversa anular de acero inoxidable 601. Unas mantas de calentador 602 se colocan a intervalos en las capas de los arrollamientos para proteger el conjunto en caso de extincion magnetica.
La geometna de las bobinas principales se mantiene mediante la estructura de soporte 601, que ejerce una fuerza restauradora 605 que actua contra la fuerza de distorsion (por ejemplo, expansion) producida cuando se energizan las bobinas. Las posiciones de bobina pueden mantenerse con respecto a la pieza polar de iman y criostato usando
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un conjunto de enlaces de tension (no mostrados) que conectan la estructura de soporte a una cubierta de criostato (descrita a continuacion) que define el penmetro del criostato.
Las bobinas superconductoras principales se mantienen a temperaturas cercanas al cero absoluto (por ejemplo, unos 4 grados Kelvin) encerrando el conjunto de bobinas (las bobinas y la estructura de soporte) dentro de una camara criostatica anular de aluminio o acero inoxidable evacuada que proporciona al menos algo de espacio libre alrededor la estructura de bobina. En algunas implementaciones, la temperatura cerca del cero absoluto se logra y mantiene usando un canal de enfriamiento (no mostrado) que contiene helio lfquido, que se forma dentro de la estructura de soporte, y que contiene una conexion termica entre el helio lfquido en el canal y la bobina superconductora correspondiente. Un ejemplo de un sistema de enfriamiento de helio lfquido del tipo descrito anteriormente, y que puede usarse, se describe en la solicitud de patente US 13/148.000 (Begg et al.)
En las figuras 4 y 5, las bobinas superconductoras 400, 401 estan montadas en el interior de la estructura de soporte 601. En algunas implementaciones, la estructura de soporte 601 puede estar hecha de acero estructural, tal como acero inoxidable o fibra de carbono. Unas bobinas de retorno activas 409, 410 estan montadas en el exterior de la estructura de soporte 601, como se muestra en las figuras 4 y 5. Un anillo de flejado 411, que puede estar hecho, por ejemplo, de fibra de carbono u otro material adecuado, esta montado alrededor de las bobinas de retorno activas 409, 410 para mantenerlas en su lugar durante el funcionamiento de iman y asf mantener su forma (por ejemplo, en respuesta a una fuerza expansiva que resulta del funcionamiento). Cada bobina de retorno activa 409, 410 es concentrica con respecto a su bobina principal correspondiente 400, 401.
Las bobinas de retorno activas pueden estar hechas de material superconductor, tal como niobio-titanio o de otros materiales adecuados. Las bobinas de retorno activas pueden construirse de la misma manera que las bobinas principales. En algunas implementaciones, las bobinas de retorno activas pueden mantenerse a temperaturas superconductoras de la misma manera que las bobinas superconductoras principales, por ejemplo, conduciendo calor a un canal de enfriamiento de helio lfquido (no mostrado en las figuras 4 y 5). En algunas implementaciones, las bobinas de retorno activas pueden enfriarse usando otras tecnicas.
La estructura de soporte 601, que incluye las bobinas de retorno activas y principales, rodea unas piezas polares ferromagneticas (por ejemplo, hierro) 403, 404, que juntas definen una cavidad 412. Una fuente de iones esta aproximadamente en el centro de la cavidad 412 para proporcionar las partfculas para aceleracion. En otros ejemplos, la fuente de iones puede estar fuera del acelerador. Las partfculas se aceleran en la cavidad 412 y salen como un haz a un canal de extraccion (no mostrado) dentro del conjunto de iman. Desde el canal de extraccion, el haz es emitido fundamentalmente directamente al paciente.
La estructura de soporte, las piezas polares, las bobinas principales y las bobinas de retorno activas (junto con otra estructura, no descrita en este documento) estan alojadas en una cubierta de criostato 415 que, entre otras cosas, mantiene la temperatura del conjunto de iman. La cubierta de criostato 415 puede estar hecha de acero inoxidable, carbono u otro material adecuado, relativamente ligero de peso. En consecuencia, como se indica anteriormente, en algunas implementaciones, un acelerador de partfculas que contiene el conjunto de iman ejemplar puede tener un peso menor o igual a uno de los siguientes pesos: 20 toneladas, 19 toneladas, 18 toneladas, 17 toneladas, 16 toneladas, 15 toneladas, 14 toneladas, 14 toneladas, 13 toneladas, 12 toneladas, 11 toneladas, 10 toneladas, 9 toneladas, 8 toneladas, 7 toneladas, 6 toneladas, 5 toneladas o 4 toneladas. El peso real del acelerador de partfculas y del conjunto de iman puede depender de varios factores, y no esta limitado a los pesos ejemplares proporcionados aquf
Ejemplos de fuentes de partfculas que se pueden incluir en la cavidad 412 son los siguientes. Con referencia a la figura 8, en algunas implementaciones, una fuente de partfculas 800 tiene una geometna de medidor de ionizacion Penning. La fuente de partfculas puede ser como se describe a continuacion, o la fuente de partfculas puede ser del tipo descrito en la solicitud de patente US 11/948.662. La solicitud de patente US 11/948.662 describe una fuente de partfculas en la que un tubo que contiene plasma esta interrumpido en al menos una parte de su plano medio. Las caractensticas restantes de la fuente de partfculas son similares a las descritas con respecto a la figura 8.
La fuente de partfculas 800 se alimenta a partir de un suministro de hidrogeno a traves de un conducto de gas y un tubo que suministra hidrogeno gaseoso. Unos cables electricos transportan una corriente electrica desde una fuente de corriente para estimular la descarga de electrones de unos catodos 804, 805 que estan alineados con el campo magnetico 810.
En este ejemplo, los electrones descargados ionizan el gas que sale a traves de un pequeno orificio de un tubo 811 para crear un suministro de iones positivos (protones) para la aceleracion mediante una placa de radiofrecuencia semicircular (en forma de dee) 900 que abarca la mitad del espacio encerrado por la estructura de iman y una placa dummy dee 902. En el caso de una fuente de partfculas interrumpida (cuyo ejemplo se describe en solicitud de patente US 11/948.662), todo el tubo (o una parte sustancial del mismo) que contiene plasma se retira en la region de aceleracion, permitiendo asf que los iones se aceleren mas rapidamente en un campo magnetico relativamente alto.
Tal como se muestra en la figura 9, la placa dee 900 es una estructura metalica hueca que tiene dos superficies semicirculares 903, 905 que encierran un espacio 907 en el que los protones se aceleran durante la mitad de su
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rotacion alrededor del espacio encerrado por la estructura de iman. Un conducto 909 que se abre en el espacio 907 se extiende a traves de la pieza polar a un lugar externo desde el cual puede fijarse una bomba de vado para evacuar el espacio 907 y el resto del espacio dentro de una camara de vado en la que tiene lugar la aceleracion. El dummy dee 902 comprende un anillo de metal rectangular que esta separado cerca del borde expuesto de la placa dee. El dummy dee esta conectado a tierra en la camara de vado y la pieza polar. La placa dee 900 es accionada por una senal de radiofrecuencia que se aplica al final de una lmea de transmision de radiofrecuencia para impartir un campo electrico en el espacio 907. El campo electrico de radiofrecuencia esta hecho para variar en el tiempo a medida que aumenta la distancia del haz de partfculas desde el centro geometrico. Ejemplos de generadores de formas de onda de radiofrecuencia que son utiles para este fin se describen en la solicitud de patente US 11/187.633, titulada “A Programmable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron”, presentada el 21 de julio de 2005, y en la solicitud provisional US 60/590.089, con mismo tttulo, presentada el 21 de julio de 2004. El campo electrico de radiofrecuencia puede controlarse de la manera descrita en la solicitud de patente US 11/948.359, titulada “Matching A Resonant Frequency Of A Resonant Cavity To A Frequency Of An Input Voltage”.
Para que el haz que emerge de la fuente de partfculas situada centralmente atraviese la estructura de fuente de partfculas a medida que comienza a girar en espiral hacia afuera, se aplica una gran diferencia de tension a traves de las placas de radiofrecuencia. Se pueden aplicar 20.000 voltios a traves de las placas de radiofrecuencia. En algunas versiones, se pueden aplicar de 8.000 a 20.000 voltios a traves de las placas de radiofrecuencia. Para reducir la potencia requerida para conducir esta gran tension, la estructura de iman puede estar dispuesta para reducir la capacitancia entre las placas de radiofrecuencia y la tierra. Esto se puede hacer formando orificios con espacio suficiente en las estructuras de radiofrecuencia a traves de la pieza polar exterior y la carcasa de criostato y dejando espacio suficiente entre las caras polares de iman.
El potencial alterno de alta tension que acciona la placa dee tiene una frecuencia que es barrida hacia abajo durante el ciclo de aceleracion para justificar el aumento de masa relativista de los protones y la disminucion del campo magnetico. El dummy dee no requiere una estructura semicilmdrica hueca ya que se puede conectar a tierra junto con las paredes de la camara de vado. Se podnan usar otras disposiciones de placa, tales como mas de un par de electrodos de aceleracion accionados con diferentes fases electricas o diferentes multiplos de la frecuencia fundamental. La estructura RF se puede girar para mantener su Q alta durante el barrido de radiofrecuencia utilizando, por ejemplo, un condensador giratorio que tenga paletas fijas y giratorias engranadas. Durante cada engranado de las paletas, la capacitancia aumenta, reduciendo asf la frecuencia resonante de la estructura RF. Las paletas pueden formarse para crear un barrido de frecuencia preciso requerido. Un motor de accionamiento para el condensador giratorio se puede bloquear en fase en el generador RF para un control preciso. Un grupo de partfculas se acelera durante cada engranado de las paletas del condensador giratorio.
La camara de vado (por ejemplo, la cavidad 412) 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 RF y la fuente de partfculas y es evacuada por la bomba de vado. Mantener un alto vado reduce las posibilidades de que los iones acelerados se pierdan debido a colisiones con moleculas de gas y permite que la tension RF se mantenga en un nivel mas alto sin arqueo a tierra.
Los protones atraviesan una trayectoria orbital generalmente en espiral que comienza en la fuente de partfculas. En la mitad de cada bucle de la trayectoria en espiral, los protones obtienen energfa a medida que pasan a traves del campo electrico RF en el espacio 907. A medida que los iones obtienen energfa, el radio de la orbita central de cada bucle sucesivo de su trayectoria en espiral es mayor que el bucle anterior hasta que el radio de bucle alcanza el radio maximo de la cara polar. En ese lugar, una perturbacion de campo magnetico y electrico dirige iones a un area en la que el campo magnetico disminuye rapidamente y los iones salen del area del campo magnetico alto y se dirigen a traves de un tubo evacuado (que forma parte del acelerador), al que se hace referencia en este documento como el canal de extraccion, para salir de la pieza polar del ciclotron. Se puede usar un regenerador magnetico para cambiar la perturbacion de campo magnetico a fin de dirigir los iones. Los iones que salen del ciclotron tenderan a dispersarse a medida que entren en el area de campo magnetico marcadamente disminuido que existe en el espacio que rodea el ciclotron. Los elementos de conformacion de haz en el canal de extraccion redirigen los iones para que permanezcan en un haz recto de extension espacial limitada.
A medida que el haz sale del canal de extraccion, puede pasar a traves de un sistema de formacion de haces que puede controlarse de forma programada para crear una combinacion deseada de angulo de dispersion y modulacion de rango para el haz. Ejemplos de sistemas de formacion de haz utiles para tal fin se describen en la solicitud de patente US 10/949.734, titulada “A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation”, presentada el 24 de septiembre de 2004, y en la solicitud provisional US 60/590.088, presentada el 21 de julio de 2005. El sistema de formacion de haces se puede usar junto con un gantry interno para dirigir un haz hacia el paciente.
Durante el funcionamiento, las placas absorben energfa del campo de radiofrecuencia aplicado como resultado de la resistencia conductiva a lo largo de las superficies de las placas. Esta energfa aparece como calor y puede eliminarse de las placas utilizando lmeas de enfriamiento de agua que liberan el calor en un intercambiador de calor.
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Los campos magneticos parasitos que salen del sincrociclotron son disminuidos por bobinas de retorno activas 409, 410. En consecuencia, normalmente no se requiere blindaje magnetico independiente. Sin embargo, en algunas implementaciones, se puede usar blindaje magnetico independiente. El blindaje magnetico independiente puede incluir una capa de material ferromagnetico (por ejemplo, acero o hierro) que encierra el criostato y esta separado por un espacio.
Como ya se ha mencionado, el gantry permite que el sincrociclotron gire alrededor del eje de rotacion horizontal 332. El gantry es accionado para girar mediante un motor electrico montado en una o ambas patas del gantry y conectado a los alojamientos de cojinete mediante engranajes de accionamiento. La posicion de rotacion del gantry deriva de senales proporcionadas por codificadores de angulo de arbol incorporados en los motores de accionamiento de gantry y los engranajes de accionamiento.
Con referencia a la figura 10, en el lugar en el que el haz de iones sale del sincrociclotron 302, un sistema de formacion de haces 1001 actua sobre el haz de iones para proporcionarle propiedades adecuadas para el tratamiento del paciente. Por ejemplo, el haz se puede esparcir y su profundidad de penetracion vana para proporcionar radiacion uniforme a traves de un volumen previsto dado. La formacion de haces puede incluir elementos de dispersion pasiva, asf como elementos de escaneo activo.
Todos los sistemas activos del sincrociclotron (por ejemplo, bobinas superconductoras accionadas por corriente, placas accionadas por RF, bombas de vado para la camara de aceleracion de vado y para una camara de enfriamiento de bobina superconductora, una fuente de partfculas accionada por corriente, una fuente de gas de hidrogeno y enfriadores de placas RF), pueden controlarse mediante electronica adecuada de control de sincrociclotron (no se muestra), que puede incluir, por ejemplo, uno o mas ordenadores programados con programas adecuados (por ejemplo, instrucciones ejecutables) para efectuar el control.
El control del gantry, del soporte de paciente, de los elementos de conformacion de haz activos y del sincrociclotron para realizar una sesion de terapia tambien se puede lograr mediante una electronica adecuada de control de terapia (no se muestra).
Se pueden encontrar mas detalles referentes al sistema anterior en el documento de patente US 7.728.311, presentado el 16 de noviembre de 2006 y titulado “Charged Particle Radiation Therapy “, y en la solicitud de patente US 12/275.103, presentada el 20 de noviembre de 2008 y titulada “Inner Gantry”. Los contenidos del documento de patente US 7.728.311 y de la solicitud de patente US 12/275.103 se conocen.
Cualquiera de las dos implementaciones anteriores se puede usar en una combinacion adecuada en un acelerador de partfculas adecuado (por ejemplo, un sincrociclotron). Del mismo modo, se pueden usar caractensticas individuales de cualquiera de las dos implementaciones anteriores en una combinacion adecuada.
Los elementos de las diferentes implementaciones descritas en este documento se pueden combinar para formar otras implementaciones no expuestas anteriormente de manera espedfica. Los elementos pueden quedar fuera de los procesos, sistemas, aparatos, etc., descritos en este documento sin afectar negativamente a su funcionamiento. Varios elementos independientes se pueden combinar en uno o mas elementos individuales para realizar las funciones descritas en este documento.
Las implementaciones ejemplares descritas en este documento no estan limitadas a su uso con un sistema de terapia de partfculas o a su uso con los sistemas de terapia de partfculas ejemplares descritos aqrn. Por el contrario, las implementaciones ejemplares se pueden usar en cualquier sistema adecuado que dirija partfculas aceleradas a una salida.
Se puede encontrar informacion adicional referente al diseno del acelerador de partfculas descrito en este documento en la solicitud provisional US 60/760.788, titulada “ High-Field Superconducting Synchrocyclotron” y presentada el 20 de enero de 2006; en la solicitud de patente US 11/463.402, titulada “ Magnet Structure For Particle Acceleration” y presentada el 9 de agosto de 2006; y en la solicitud provisional US 60/850.565, titulada “ Cryogenic Vacuum Break Pneumatic Thermal Coupler” y presentada el 10 de octubre de 2006.
Se conocen las siguientes solicitudes, que se presentaron el 28 de septiembre de 2012:
la solicitud provisional US titulada “ CONTROLLING INTENSITY OF A PARTICLE BEAM” (solicitud 61/707.466), la solicitud provisional US titulada “ADJUSTING ENERGY OF A PARTICLE BEAM” (Solicitud 61/707.515), la solicitud provisional US titulada “ADJUSTING COIL POSITION” (Solicitud 61/707.548), la solicitud provisional US titulada “FOCUSING A PARTICLE BEAM USING MAGNETIC FIELD FLUTTER” (Solicitud 61/707.572 ), la solicitud provisional US titulada “MAGNETIC FIELD REGENERATOR” (Solicitud 61/707.590), la solicitud provisional US titulada “ FOCUSING A PARTICLE BEAM” (Solicitud 61/707.704), la solicitud provisional US titulada “CONTROLLING PARTICLE THERAPY” (Solicitud 61/707.624), y la solicitud provisional US titulada “ CONTROL SYSTEM FOR A PARTICLE ACCELERATOR” (Solicitud 61/707.645).
Se conoce lo siguiente:
el documento de patente US 7.728.311, publicado el 1 de junio de 2010, la solicitud de patente US 11/948.359 que fue presentada el 30 de noviembre de 2007, la solicitud de patente US 12/275.103 que fue presentada el 20 de noviembre de 2008, la solicitud de patente US 11/948.662 que fue presentada el 30 de noviembre de 2007, la solicitud provisional US 60/991.454 que fue presentada el 30 de noviembre de 2007, el documento de patente US 5 8.003.964, publicado el 23 de agosto de 2011, el documento de patente US 7.208.748 que fue publicado el 24 de
abril de 2007, el documento de patente US 7.402.963, publicado el 22 de julio de 2008 y la solicitud de patente US 11/937.573 presentada el 9 de noviembre, ademas de:
la solicitud provisional US titulada “CONTROLLING INTENSITY OF A PARTICLE BEAM” (solicitud 61/707.466), la solicitud provisional US titulada “ADJUSTING ENERGY OF A PARTICLE BEAM” (solicitud 61/707.515 ), la solicitud 10 provisional US titulada “ADJUSTING COIL POSITION” (Solicitud 61/707.548 ), la solicitud provisional US titulada “FOCUSING A PARTICLE BEAM USING MAGNETIC FIELD FLUTTER” (solicitud 61/707.572), la solicitud provisional US titulada “MAGNETIC FIELD REGENERATOR” (solicitud 61/707.590), la solicitud provisional US titulada “FOCUSING A PARTICLE BEAM” (solicitud 61/707.704), la solicitud provisional US titulada “CONTROLLING PARTICLE THERAPY (solicitud 61/707.624 ), y la solicitud provisional US titulada “CONTROL SYSTEM FOR A 15 PARTICLE ACCELERATOR” (solicitud 61/707.645), el documento de patente US 7.728.311, publicado el 1 de junio de 2010, la solicitud de patente US 11/948.359 que fue presentada el 30 de noviembre de 2007, la solicitud de patente US 12/275.103 que fue presentada el 20 de noviembre de 2008, la solicitud de patente US 11/948.662 que fue presentada el 30 de noviembre de 2007, la solicitud provisional US 60/991.454 que fue presentada el 30 de noviembre de 2007, el documento de patente US 8.003.964, publicado el 23 de agosto de 2011, el documento de 20 patente US 7.208.748 que fue publicado el 24 de abril de 2007, el documento de patente US 7.402.963, publicado el 22 de julio de 2008, la solicitud de patente US 13/148.000 presentada el 9 de febrero de 2010 y la solicitud de patente US 11/937.573 presentada el 9 de noviembre de 2007.
La presente invencion se define en las reivindicaciones que se acompanan.

Claims (15)

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    15
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    REIVINDICACIONES
    1. Sincrociclotron (302) que comprende:
    un iman para generar un primer campo magnetico, comprendiendo el iman unas primeras bobinas superconductoras (200, 400, 401) para hacer circular corriente en una primera direccion para generar asf el primer campo magnetico, siendo el primer campo magnetico de al menos 4 Teslas (T);
    un sistema de retorno activo que comprende unas segundas bobinas superconductoras (201, 409, 410), rodeando cada una de las segundas bobinas superconductoras, y siendo concentrica con, una primera bobina superconductora correspondiente, haciendo circular las segundas bobinas superconductoras corriente en una segunda direccion que es opuesta a la primera direccion para generar de ese modo un segundo campo magnetico que tiene un campo magnetico de al menos 2,5 T, teniendo el segundo campo magnetico una polaridad que es opuesta a una polaridad del primer campo magnetico; comprendiendo ademas el sincrociclotron
    una unica estructura de soporte (601) en la que estan montadas al menos una de las primeras bobinas superconductoras y la correspondiente de las segundas bobinas superconductoras,
    en el que el sistema de retorno activo esta configurado para generar un campo magnetico que en funcionamiento es capaz de disminuir el campo magnetico parasito que sale del sincrociclotron y que resulta de la corriente a traves de las primeras bobinas superconductoras sin blindaje de campos magneticos mediante la estructura de soporte unica.
  2. 2. Sincrociclotron segun la reivindicacion 1, que comprende, ademas:
    una fuente de alimentacion para proporcionar corriente tanto a las primeras bobinas superconductoras como a las segundas bobinas superconductoras.
  3. 3. Sincrociclotron segun la reivindicacion 1, en el que las primeras bobinas superconductoras y las segundas bobinas superconductoras estan todas montadas en la estructura de soporte unica.
  4. 4. Sincrociclotron segun la reivindicacion 3, en el que las primeras bobinas superconductoras estan montadas en un interior de la estructura de soporte unica y las segundas bobinas superconductoras estan montadas en un exterior de la estructura de soporte unica de modo que las segundas bobinas superconductoras estan separadas de las primeras bobinas superconductoras por al menos parte de la estructura de soporte unica.
  5. 5. Sincrociclotron segun la reivindicacion 3, que comprende, ademas:
    un anillo de flejado (411) alrededor de al menos una de las segundas bobinas superconductoras.
  6. 6. Sincrociclotron segun la reivindicacion 1, que comprende, ademas:
    piezas polares magneticas (403, 404) que definen una cavidad (412), estando la estructura de soporte unica alrededor de al menos parte de las piezas polares magneticas.
  7. 7. Sincrociclotron segun la reivindicacion 6, que comprende, ademas:
    una cubierta de criostato (415) alrededor de al menos parte de la estructura de soporte unica y al menos parte de las piezas polares magneticas, comprendiendo la cubierta de criostato un material no ferromagnetico.
  8. 8. Sincrociclotron segun la reivindicacion 1, que pesa menos de 15 toneladas.
  9. 9. Sincrociclotron segun la reivindicacion 1, que pesa menos de 10 toneladas.
  10. 10. Sistema de terapia de protones que comprende: el sincrociclotron segun la reivindicacion 1; y
    un gantry (304) en el que se monta el sincrociclotron, pudiendo girar el gantry con relacion a la posicion del paciente;
    en el que el sistema de terapia de protones esta configurado para emitir protones fundamentalmente directamente desde el sincrociclotron a la posicion del paciente.
  11. 11. Sistema de terapia de protones segun la reivindicacion 10, que comprende, ademas:
    una fuente de partfculas (800) para proporcionar plasma ionizado a una cavidad que contiene el primer campo magnetico; y
    una fuente de tension para proporcionar una tension de radiofrecuencia para acelerar un haz compuesto por pulsos de plasma ionizado hacia una salida.
  12. 12. Sincrociclotron segun la reivindicacion 1, que comprende:
    una fuente de tension para proporcionar una tension de radiofrecuencia (RF) a una cavidad (412) para acelerar partfculas para producir un haz de partfculas; teniendo la cavidad el primer campo magnetico para hacer que las partfculas aceleradas desde la columna de plasma se muevan orbitalmente dentro de la cavidad; pudiendose controlar la tension de radiofrecuencia para variar en el tiempo a medida que aumenta la distancia del haz de 5 partfculas desde la columna de plasma.
  13. 13. Sincrociclotron segun la reivindicacion 1, en el que el segundo campo magnetico esta situado entre 2,5 T y 12 T.
  14. 14. Sincrociclotron segun la reivindicacion 12, en el que el primer campo magnetico esta situado entre 4 T y 20 T y el segundo campo magnetico esta situado entre 2,5 T y 12 T.
  15. 15. Sincrociclotron segun cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9 y 12 a 14, en el que los campos magneticos 10 parasitos que salen del ciclotron son disminuidos por las segundas bobinas superconductoras a un grado tal que no
    es necesario un blindaje magnetico independiente.
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