ES2812563T3 - Dispositivo para generar haces de fotones x convergentes - Google Patents

Dispositivo para generar haces de fotones x convergentes Download PDF

Info

Publication number
ES2812563T3
ES2812563T3 ES12774012T ES12774012T ES2812563T3 ES 2812563 T3 ES2812563 T3 ES 2812563T3 ES 12774012 T ES12774012 T ES 12774012T ES 12774012 T ES12774012 T ES 12774012T ES 2812563 T3 ES2812563 T3 ES 2812563T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
collimator
anode
cap
rays
holes
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
ES12774012T
Other languages
English (en)
Inventor
Saavedra Rodolfo Figueroa
Mauro Valente
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Universidad Nacional de Cordoba
La Frontera, University of
Universidad de la Frontera
Original Assignee
Universidad Nacional de Cordoba
La Frontera, University of
Universidad de la Frontera
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Universidad Nacional de Cordoba, La Frontera, University of, Universidad de la Frontera filed Critical Universidad Nacional de Cordoba
Application granted granted Critical
Publication of ES2812563T3 publication Critical patent/ES2812563T3/es
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • HELECTRICITY
    • H01ELECTRIC ELEMENTS
    • H01JELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00X-ray tubes
    • H01J35/02Details
    • H01J35/14Arrangements for concentrating, focusing, or directing the cathode ray
    • H01J35/147Spot size control
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00Radiation therapy
    • A61N5/10X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1042X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy with spatial modulation of the radiation beam within the treatment head
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00Radiation therapy
    • A61N5/10X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1077Beam delivery systems
    • A61N5/1084Beam delivery systems for delivering multiple intersecting beams at the same time, e.g. gamma knives
    • GPHYSICS
    • G21NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21KTECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K1/00Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating
    • G21K1/02Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators
    • G21K1/025Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators using multiple collimators, e.g. Bucky screens; other devices for eliminating undesired or dispersed radiation
    • GPHYSICS
    • G21NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21KTECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K1/00Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating
    • G21K1/08Deviation, concentration or focusing of the beam by electric or magnetic means
    • HELECTRICITY
    • H05ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05GX-RAY TECHNIQUE
    • H05G1/00X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
    • H05G1/02Constructional details
    • HELECTRICITY
    • H05ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05GX-RAY TECHNIQUE
    • H05G1/00X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
    • H05G1/08Electrical details
    • H05G1/58Switching arrangements for changing-over from one mode of operation to another, e.g. from radioscopy to radiography, from radioscopy to irradiation or from one tube voltage to another
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00Radiation therapy
    • A61N5/10X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N2005/1085X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy characterised by the type of particles applied to the patient
    • A61N2005/1089Electrons
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00Radiation therapy
    • A61N5/10X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N2005/1085X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy characterised by the type of particles applied to the patient
    • A61N2005/1091Kilovoltage or orthovoltage range photons
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00Radiation therapy
    • A61N5/10X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N2005/1092Details
    • A61N2005/1095Elements inserted into the radiation path within the system, e.g. filters or wedges
    • HELECTRICITY
    • H01ELECTRIC ELEMENTS
    • H01JELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00X-ray tubes
    • H01J35/02Details
    • H01J35/04Electrodes ; Mutual position thereof; Constructional adaptations therefor
    • H01J35/08Anodes; Anti cathodes
    • H01J35/112Non-rotating anodes
    • H01J35/116Transmissive anodes

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Radiation-Therapy Devices (AREA)
  • Particle Accelerators (AREA)
  • Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
  • X-Ray Techniques (AREA)
  • Electron Beam Exposure (AREA)

Abstract

Se presenta un equipamiento científico/tecnológico destinado a la generación de un haz de fotones convergentes para usos en radioterapia u otras aplicaciones. Este equipamiento consiste de conformar adecuadamente, por medio de la aplicación de campos magnéticos y/o eléctricos, un haz de electrones provenientes de un acelerador lineal (LINAC), los cuales interceptan perpendicularmente la superficie de un material curvo de cierto radio de curvatura (ánodo), generando así rayos-X. La interacción de los electrones con los átomos del material del ánodo genera rayos-X con una distribución angular-espacial no isotrópica, con una mayor concentración en la dirección focal, definida por la geometría del ánodo. Por la parte posterior del ánodo, se coloca un colimador curvo, con un radio de curvatura adecuado, constituido por un arreglo de un gran número de pequeños orificios los cuales apuntan hacia el punto focal. Este dispositivo permite la transmisión de los rayos-X en la dirección focal únicamente. En la Figura resumen se presenta un esquema típico de la invención aquí presentada.

Description

DESCRIPCIÓN
Dispositivo para generar haces de fotones x convergentes
Desde el descubrimiento de la radiografía en 1895 hasta ahora, la emisión de un rayo de radiación, en cualquier rango de energía, es esencialmente divergente y la intensidad es función de la distancia entre esta y la fuente de emisión (ley del cuadrado inverso). Esto se debe al mecanismo de producción de rayos X; en otras palabras, electrones que impactan un objetivo. Actualmente hay varias formas de generar haces de rayos X, cada uno con un tamaño de fuente determinado y una divergencia específica, siempre positiva. Los rayos de rayos X empleados en radioterapia son divergentes.
El objetivo esperado de la radioterapia es, mediante el uso de rayos X, para lograr una zona de flujo de rayos X alta dentro de un volumen específico. Estos rayos X luego depositarían su energía. La energía depositada por unidad de masa se conoce como dosis en radioterapia. Como el haz que se usa es notablemente divergente, se deben emplear varios haces (campos) dirigidas al volumen de interés. Como se sabe comúnmente, la dosis de profundidad para un haz de rayos X depende de una curva exponencial descendente de acuerdo con la profundidad, con un valor máximo cerca de la superficie. Una aplicación de múltiples campos permite una dosis máxima en el volumen de interés (sitio del tumor), a pesar de que los valores de dosis en las áreas circundantes son más bajos que los del sitio del tumor. Estos valores de dosis son significativos ya que tienen valores más altos de lo que es tolerable en algunos casos, que puede evitar el uso de una dosis efectiva en el tumor.
Técnicas más refinadas como la radioterapia de intensidad modulada (IMRT) o la terapia de arco, mejoran y conforman el volumen de flujo máximo de rayos X, reduciendo así los niveles de dosis en tejidos y órganos vecinos, aunque esta disminución no es significativa. Actualmente se ha logrado una disminución del valor de la dosis de hasta el 80 % en tejidos y órganos cerca de la zona de interés en relación con la dosis en la zona de interés. La planificación del tratamiento, no obstante, sigue siendo compleja. Siempre se intenta una disminución de los efectos colaterales causados por la radiación, aunque su eliminación completa es imposible.
Una técnica de radioterapia que tiene efectos colaterales más bajos y una mayor efectividad radiobiológica en el sitio del tumor es la terapia con hadrones. Esta técnica utiliza hadrones (protones o núcleos más pesados) para depositar altas dosis en el sitio del tumor que están muy conformadas, dicho de otra forma, limitados a esa área. El coste de esta técnica, no obstante, es mucho más alto que los métodos convencionales de fotones o electrones, excluyendo su uso para muchos pacientes. También rara vez está disponible en hospitales y centros de salud y tratamiento. La figura 1 muestra un gráfico que compara la dosis de profundidad relativa de las técnicas de radioterapia más utilizadas.
El documento de patente FR2844916-A1 describe un tubo de rayos X para producir un haz de alta intensidad. El dispositivo tiene lentes electrostáticas para dirigir los electrones perpendicularmente a la superficie de la tapa anódica, y un filtro para eliminar la radiación no deseada que ingresa.
Esta invención propone el uso de un dispositivo capaz de generar un haz de fotones convergente con ventajas que son significativamente mayores que la técnica de radioterapia externa convencional y las técnicas de hadronterapia, este último catalogado como aquellos que proporcionan mejores resultados.
Desde un punto de vista comparativo, técnicas convencionales de radioterapia conformal o IMRT (esta última es mejor): administrar una dosis superficial mayor; son un mayor riesgo para los órganos sanos; requieren fraccionamiento y un sistema de planificación más complejo; requieren más energía y, por consiguiente, búnkeres más costosos; no todos los tumores son accesibles; haciendo que las técnicas sean menos efectivas. Las ventajas de estas técnicas son que se trata un mayor volumen y el sistema de posicionamiento es más simple. La figura 2 muestra la diferencia fundamental entre el método convencional, (a), y el método convergente, (b).
El método convergente, no obstante, presenta: dosis superficial más baja, dosis baja en órganos sanos; dosis alta en el tumor que no requiere fraccionamiento; sistema de planificación más simple; tratamiento más corto (una o dos sesiones); mayor efectividad y accesibilidad a la mayoría de los tumores; sistema de refrigeración más simple; no se requiere alta energía, por lo tanto, los requisitos de blindaje del búnker son menores. La desventaja es que, como el volumen tratado es más pequeño, se requiere un escáner tumoral y un sistema de posicionamiento más preciso.
El único método externo de fotones que es comparable, en cuanto a calidad, a la técnica convergente de la invención que se propone es la técnica de terapia de arco, también conocido como tomoterapia, utilizando fotones con un acelerador lineal (LINAC). La terapia de arco emula la convergencia mediante el uso de una exploración angular alrededor del isocentro (sitio del tumor). A pesar de sesiones más largas y una planificación igualmente compleja, no obstante, cada haz sigue siendo esencialmente divergente y las dosis en órganos sanos no son insignificantes. Al igual que las otras técnicas convencionales de LINAC, se requieren varias sesiones. Se pueden obtener resultados similares usando un dispositivo robótico llamado "cibercuchillo".
La técnica de hadronterapia presenta lo siguiente: una dosis superficial baja y es altamente efectiva ya que deposita una profundidad de dosis alta en un sitio muy pequeño (máximo de Bragg, véase la figura 1). Los hadrones e iones tienen una alta efectividad radiobiológica (los protones son 5 veces más efectivos que los fotones) y sistemas de posicionamiento complejos. No obstante, se requiere una instalación muy compleja, que incluye un sincrotrón capaz de acelerar partículas a energías que van desde varios cientos de MeV a varios GeV, alto vacío, y sistemas de guía eléctricos y magnéticos. Asimismo, el coste de un sistema de hadronterapia supera los $ 100M USD. Hay 28 instalaciones de terapia con hadrones en las naciones más desarrolladas del mundo y la técnica continúa creciendo a pesar de su alto coste. La hadronoterapia está fuera de discusión para Chile en la actualidad, aunque España está evaluando la posibilidad de adquirir una de estas instalaciones en los próximos años. La hadronoterapia ha mostrado excelentes resultados en pacientes con cánceres complejos, ya que es capaz de tratar tumores que no pueden tratarse con fotones. El coste de esta terapia, no obstante, significa que solo está disponible para unos pocos seleccionados.
El método convergente empleado por la invención presentada aquí proporciona una dosis superficial baja y es altamente efectivo, ya que deposita una dosis de alta profundidad en un área muy pequeña ("foco máximo"). Los fotones tienen menos efectividad radiobiológica, pero la dosis depositada en el sitio del máximo de enfoque puede ser hasta 100 veces mayor que la dosis en la superficie, a pesar del efecto de atenuación. Esto compensa la menor efectividad radiobiológica de los fotones y genera una dosis relativa aún menor en la superficie y en los órganos sanos que la que se obtiene en la terapia con hadrones. El sistema de posicionamiento, no obstante, debe ser más preciso que el de las técnicas convencionales. Todo lo anterior permitirá el tratamiento de casos complejos de cáncer como con la terapia de hadrones pero con una instalación menos compleja.
Asimismo, el coste de un LINAC más un edificio de búnker y control está en los rangos de $ 2 a 3 MUSD, mientras que un sistema de convergencia adaptable a LINAC puede costar $ 0,5 MUSD o menos, Una ventaja notable en relación con el coste de una instalación de terapia de hadrones que es casi dos órdenes de magnitud mayor. En este sentido, un sistema convergente funcionaría de manera similar a un sistema de terapia de hadrones pero a un coste significativamente menor.
El primer paso dado antes del desarrollo de esta invención fue el estudio de los efectos de la convergencia de un haz de fotones sobre un material específico que fue realizado por Monte Carlo Simulations (MCS) y cálculos teóricos. La figura 3 muestra las curvas de una dosis de profundidad correspondiente a MCS y los resultados teóricos.
Actualmente existen dispositivos que logran la convergencia del haz con un haz de rayos X divergente basado en el principio de reflexión total. Los rayos X divergentes entran en un capilar con forma de cono, y los haces recorren su longitud por reflexión total dentro del capilar hasta llegar al final. La sección de salida es más pequeña que la sección de entrada, permitiendo así lograr una mayor intensidad. Para lograr un aumento significativo en la intensidad, se utiliza un conjunto de estos capilares en forma de cono en paralelo. Esto constituye lo que se conoce como policapilar y permite aumentar el área de entrada. No obstante, como estos dispositivos emplean el principio de reflexión total, su uso solo es ventajoso con rayos X con energías inferiores a 50 keV, que limita su aplicación en equipos de radioterapia, donde la energía de rayos X es mucho mayor que la cantidad mencionada anteriormente. Actualmente existe una gran variedad de dispositivos de enfoque de rayos X que utilizan no solo el principio de reflexión total sino también la difracción y/o refracción, aunque todos pueden usarse para rayos X de baja energía (< 50 keV). Por ejemplo, en astronomía, un telescopio de rayos X (Chandra y equivalentes) obtiene imágenes de rayos X del universo, permitiéndonos ver fuentes de emisión, incluyendo agujeros negros. Este es un dispositivo a gran escala (varios metros) que se basa en el mismo principio de reflexión total y utiliza placas reflectoras y otros materiales.
Después de considerar los dispositivos existentes, que se limitan a baja energía, y los resultados obtenidos de los estudios realizados, se desarrolló esta idea innovadora de un equipo de generación de rayos X convergente y electrónico, apropiado para baja, energías medias y altas (< 0,1MeV, 0,1-1,0MeV y 1 > MeV respectivamente). Esta también sería la única forma de lograr la convergencia del haz de rayos X a energías dentro del rango de la aplicación en técnicas de radioterapia.
Cuando este rayo apunta virtualmente hacia un fantasma de agua o equivalente de agua, se puede obtener un perfil de dosis de profundidad como el que se muestra en la figura 4 para dos energías diferentes. Estos perfiles se lograron utilizando un código MCS. Otros resultados alcanzados por MCS se muestran en las figuras 5 a 8. Todos los MCS que se llevaron a cabo muestran que la técnica de radioterapia convergente RTC, como se propone con esta invención, es notablemente mejor que las técnicas convencionales utilizadas hasta la fecha.
En esta presentación de la invención se da una breve descripción del sistema de posicionamiento para los diversos casos. Las flechas direccionales también se muestran sin proporcionar más detalles, ya que eso no sería parte de la esencia de esta invención. Asimismo, los sistemas de posicionamiento ya están disponibles en el mercado. No obstante, se presentarán las diversas formas en que la invención debe adaptarse en cada caso.
Breve descripción de las figuras
La figura 1 muestra una dosis de profundidad relativa para las diferentes técnicas utilizadas en radioterapia. La figura 2a muestra un diagrama del sistema tradicional de radioterapia de rayos X.
La figura 2b muestra un diagrama de un sistema de radioterapia de rayos X convergente.
La figura 3 muestra una dosis de profundidad para un haz de fotones convergentes a 0,4 MeV en un espectro de agua, en comparación con los resultados teóricos y MCS.
La figura 4 muestra una comparación de dos perfiles de dosis para fotones convergentes de dos MCS para puntos focales a 2 y 10 cm de la superficie del fantasma.
La figura 5 muestra una vista en sección de una dosis de profundidad lograda por MCS para fotones convergentes, para un caso no refinado.
La figura 6 muestra una vista en sección de una dosis de profundidad lograda por MCS para fotones convergentes, generado por los electrones que incitan en una tapa anódica y luego pasan a través de un colimador perforado similar a los propuestos en esta invención.
La figura 7 muestra un perfil de la energía depositada a baja energía (por unidad de vóxel) (Z = 0, Y = 0) con aceptación de colimador angular: polar: 2 grados y azimutal: 2 grados. E = 4 MeV.
La figura 8 muestra un perfil de la energía depositada a alta energía (por unidad de vóxel) (Z = 0, Y = 0) con aceptación de colimador angular: polar: 2 grados y azimutal: 2 grados. E = 4 MeV.
La figura 9 muestra un gráfico del elemento generador de haz de electrones convergente, que puede estar compuesto por más de una lente magnética.
La figura 10 muestra un gráfico de una configuración alternativa del elemento generador de haz de electrones convergente, que puede estar formado por un elemento electrostático similar a las lentes cilíndricas.
La figura 11 muestra un gráfico que describe cómo se genera el haz de fotones convergentes.
La figura 12 muestra un gráfico de las partes esenciales de la presente invención.
La figura 13 muestra un gráfico de toda la invención, incluyendo cada una de sus partes.
Las figuras 14a y 14b muestran una vista en sección y una vista frontal, respectivamente, de una unidad frontal. Las figuras 15a y 15b muestran una vista en sección y una vista frontal, respectivamente, de una configuración alternativa de una unidad frontal.
La figura 16 muestra una configuración de la presente invención adaptada a un LINAC típico.
La figura 17 muestra una configuración de la presente invención adaptada a un cibercuchillo.
La figura 18 muestra una configuración de la presente invención adaptada a un sistema de tomoterapia.
La figura 19 muestra una configuración alternativa de la presente invención que se usa para aplicaciones de baja energía.
La figura 20 muestra una configuración alternativa en la que se utiliza un colimador plano con una salida de haz paralelo.
La figura 21 muestra un intercambio de un cono de salida de fotones por un cono de salida de electrones.
Descripción detallada de la invención
La invención presentada aquí consiste en un dispositivo que genera un haz de rayos X y electrones convergentes. En primer lugar, se necesita un haz de electrones de un cañón de electrones. Los electrones se aceleran en un LINAC de radioterapia mediante una serie de etapas hasta que se logra un flujo de electrones con energía entre 6 y 18 MeV. También se puede usar para energías intermedias, conocida como energía de ortovoltaje (cientos de keV), generado únicamente por un cañón de electrones.
Como se observa en la figura 12, el haz de electrones relativamente colimado que proviene de un LINAC se expande primero mediante un dispersor de electrones. Los electrones son luego focalizados por la acción de un conjunto apropiado de lentes magnéticas o electrostáticas (2). Los electrones que emergen de la lente interceptan la superficie de un ánodo con forma de tapa esférica (o asférica, parabólica) (3), que se denominará "tapa anódica". El radio de curvatura de la tapa anódica define la distancia focal (esférica) del sistema convergente.
Como se muestra en la figura 9, la lente magnética tiene un cuerpo de lente de entrada (c), una carcasa de concentrador de campo (d) y conductores eléctricos con un devanado de solenoide (e).
El elemento generador de haz de electrones convergente, en una configuración alternativa de la invención, también puede estar formado por un elemento electrostático similar a las lentes cilíndricas, que a su vez se compone de tres cilindros. El primero está conectado a tierra (f), el segundo cilindro está polarizado negativamente (g), y el tercero también está conectado a tierra (h). (Véase la figura 10).
Las lentes electrónicas deben ajustarse de manera que el haz de electrones impacte perpendicularmente en toda la superficie del ánodo. Como resultado de la interacción de los electrones con los átomos que forman el material del ánodo, se genera radiación de ruptura (conocida como radiación de frenado), o rayos X en el material. Como la incidencia de los electrones ocurre en toda la superficie de la tapa anódica (i) (ver figura 11), El fenómeno de emisión de rayos X radiación de frenado se producirá de forma isotrópica en toda la tapa (3). La radiación de frenado se genera en cada punto de la tapa. De acuerdo con la figura 11, los rayos X que salen de la tapa tienen una distribución angular no isotrópica, con una mayor intensidad en la dirección de incidencia de los electrones y una divergencia angular inversamente proporcional a la energía del electrón incidente (k). Los rayos X son colimados por un policolimador esférico (5) (similar a la tapa anódica) con decenas, cientos o miles de pequeños orificios (de tamaño milimétrico o submilimétrico) apuntando en la dirección del punto focal (I). Los rayos X que pueden pasar a través de estos orificios saldrán con una dispersión angular mucho menor que la que tenían en la salida del tapón anódico (3). El resto se absorbe en el material, generando así un haz de fotones convergente, con su mayor intensidad concentrada en el punto focal. La definición del punto focal de este haz de fotones convergente puede mejorarse insertando una segunda tapa de policolimador (7). Este efecto genera globalmente un volumen de radiación que apunta principalmente hacia el punto focal del sistema con una intensidad significativamente mayor de rayos X en el punto focal (foco máximo), cuya magnitud dependerá de la energía de los electrones, el radio de curvatura de la tapa anódica (3), la superficie de la tapa anódica y la apertura del diafragma del campo que se mostrará más adelante.
Las partes esenciales de la invención se muestran en la figura 12. Electrones procedentes de una fuente, ya sea un LINAc o un cañón de electrones, se dispersan por una pequeña hoja (lámina de dispersión) (1) para generar un flujo de electrones divergentes. Los electrones son desviados hacia el eje por una lente magnética (o electrostática) (2), generando así un flujo de electrones convergentes (i) que es interceptado perpendicularmente (j ) por un ánodo delgado, en forma de tapa (tapa de ánodo), esférico, asférico o parabólico (3), y un interruptor de haz lateral (4). Los rayos X que pueden salir del grosor del ánodo (k) son colimados por una tapa del colimador (5) que tiene pequeños orificios perforados en toda su superficie (6) que apuntan en la dirección del punto focal. El haz de rayos X convergente (l) puede ser colimado nuevamente (m) por un segundo policolimador más pequeño (7) que es similar al primero. Este colimador está rodeado por un anillo concéntrico con un interior en forma de cono (8), lo que le permite absorber los rayos X fuera de foco y disminuir la penumbra lateral del haz.
La figura 13 muestra la invención como un aparato en detalle. Tiene un acoplador de fuente de electrones (9), que permite que el dispositivo se conecte a un LINAC específico o un cañón de electrones en particular. Cualquiera que sea el caso, Es una pieza que debe adaptarse a los diferentes dispositivos disponibles en el mercado o que se puede construir únicamente para el dispositivo convergente. Por encima, en la sección intermedia, hay un orificio o ventana que permite la entrada de electrones (10). Los electrones que provienen de un impacto LINAc sobre el dispersor descrito anteriormente (1). El haz de electrones entra en un espacio de vacío contenido por un escudo en forma de cono (11), con una conexión de vacío (12) y en la base del cono hay un soporte en forma de anillo (13) que se une a la carcasa cilíndrica externa (14). Más abajo hay un acoplador de fase (15) que separa la parte del electrón de la parte del fotón. La parte de fotones del dispositivo está formada por una carcasa externa con forma de cono truncado (16) que tiene blindaje interno (17) con soportes para las piezas (4) y (8), así como una conexión de vacío (18) si es necesario. Finalmente, hay una unidad frontal (19) a la salida del haz convergente, en el extremo inferior del cono truncado. Esta unidad frontal tiene sensores de posición, luces láser de ubicación y un mecanismo que regula el tamaño del campo, que a su vez regula la intensidad en el máximo de enfoque. Los detalles y las versiones de la unidad se describen a continuación.
Las figuras 14a y 14b muestran dos vistas de la unidad frontal, que se compone de varios diafragmas (20), colocado uno encima del otro, que regulan el tamaño del campo de radiación de salida. Para marcar el campo de entrada en la superficie del paciente, hay una cubierta frontal (21) hecha de un material de bajo Z (número atómico), como el acrílico, con orificios en los que se colocan pequeñas guías láser o diodos láser (22) que apuntan en la dirección del punto focal. Estos se encuentran a lo largo de una circunferencia en el borde del diafragma de campo, permitiendo la visibilidad del campo de entrada sobre la piel del paciente sometida a tratamiento con este dispositivo. Dado que el posicionamiento máquina-paciente en esta técnica de radioterapia convergente puede convertirse en un factor crítico, el dispositivo tiene sensores de precisión submilimétricos y/o reflectores en la parte delantera (23). Finalmente, para ubicar el eje del cono de foco isocentro, el aparato tiene una pequeña guía láser central extraíble (24).
Las figuras 15a y 15b muestran dos vistas de una unidad frontal alternativa en la que dos diafragmas son reemplazados por un anillo cónico intercambiable sólido (25) que tiene un tamaño de campo predefinido. Las guías láser circundantes pueden incorporarse en la parte frontal del anillo y los sensores de posición y la guía láser central pueden ubicarse en la cubierta de acrílico o equivalente (baja Z), similar al encontrado en la figura anterior.
Las figuras 16 y 18 ilustran cómo esta invención podría adaptarse a los aparatos actualmente en uso para radioterapia de fotones externos. La figura 16 exhibe la invención adaptada a un LINAC, mostrando un acelerador (26), el imán deflector (27) y la invención que se propone aquí (28). La figura también demuestra cómo se reemplazaría el pórtico con el dispositivo de convergencia. Sistema de posicionamiento, exploración de la mesa y rotación de la cabeza con sensores de posición de alta precisión en el contorno del diafragma de apertura de campo del dispositivo y en la piel del paciente.
La figura 17 muestra una configuración de la invención adaptada a un cibercuchillo: sistema robótico (29), pequeño acelerador lineal (30) y la invención (28). Ya tiene un sistema de posicionamiento, sensores de movimiento y alta precisión.
La figura 18 muestra una configuración de la invención adaptada a un dispositivo de tomoterapia. El sistema de rotación (31), pequeño acelerador lineal (30) y la invención (28). Sistema de posicionamiento y exploración de camilla (x) y rotación de la cabeza con movimiento radial del aparato (parte original del aparato). Los sensores de posición se agregan al contorno del diafragma de apertura de campo del dispositivo y otros se adhieren a la piel del paciente. Esto genera señales de retroalimentación para que el sistema de posicionamiento y escaneo sea más preciso.
Lo anterior significa que el dispositivo se construye un cierto tamaño para que sea ajustable al tamaño del dispositivo al que está adaptado, siempre que su diámetro de entrada sea del mismo tamaño que el diámetro de salida del dispositivo al que se adaptará (pórtico o cañón de salida de haz).
La figura 19 muestra un prototipo para energías intermedias en el rango de ortovoltaje. Este prototipo está compuesto por un cañón de electrones (32) para niveles de energía de varios cientos de keV y el dispositivo de rayos X convergente que se propone (28). El cañón de electrones está compuesto por un filamento (33), un cátodo concentrador (34) y un ánodo acelerador y dispersor (35). También está equipado con sistemas de sensores para posicionamiento de retroalimentación utilizando los dispositivos descritos anteriormente, así como sensores adheridos a la piel del paciente (similar a un vendaje) (36). Las ventajas adicionales que una unidad como esta tiene para ofrecer son su notable bajo coste, tamaño pequeño y menos requisitos de escudo, haciendo que la radioterapia externa de fotones sea una técnica efectiva, de bajo coste disponible para un mayor número de personas.
Otra aplicación se muestra en la figura 20, que no es parte de la invención reivindicada. Se aplicaría en el caso específico de que el radio de curvatura del ánodo y los colimadores tendrían matemáticamente una tendencia al infinito, manteniendo la condición de incidencia normal de los electrones en el ánodo. En otras palabras, colocando un colimador plano (37) como el que se muestra, El haz de rayos X será paralelo y homogéneo a la salida. No obstante, esto está destinado a otras aplicaciones en las que no se requiere la convergencia del haz, como en las imágenes.
Por último, la descripción en la figura 21 explica cómo la unidad de haz de fotones convergente propuesta se puede convertir en una unidad con una salida de haz de electrones convergente intercambiando el cono de salida de fotones por un cono de salida de electrones (38), tal y como se muestra.

Claims (11)

REIVINDICACIONES
1. Un dispositivo de generación de haz de rayos X convergentes, que comprende:
una tapa anódica (3) que tiene una forma geométrica esférica, asférica o parabólica;
un elemento dispersor de electrones (1) adaptado para expandir un haz de electrones que proviene de una fuente para generar un flujo de electrones divergentes; una o más lentes magnéticas y/o electrostáticas (2) que están adaptadas para converger los electrones divergentes de tal manera que el haz emergente impacta perpendicularmente sobre una superficie de la tapa anódica (3) que genera rayos X;
una tapa de colimador (5) con la misma forma de la tapa anódica (3) y coaxial a la misma y que comprende pequeños orificios (6) perforados en toda su superficie que apuntan a un punto focal, estando dispuesta la tapa de colimador (5) de manera que los rayos X que pueden salir del espesor del ánodo sean colimados por la tapa de colimador (5), mediante cuyos orificios (6) que apuntan hacia el punto focal puede emerger un haz de rayos X convergentes.
2. Un dispositivo según la reivindicación 1, que comprende además la fuente del haz de electrones, en el que la fuente del haz de electrones es un acelerador lineal LINAC de alta energía (26) o un cañón de electrones (32) para energía intermedia y baja.
3. Un dispositivo según la reivindicación 1, en el que la una o más lentes magnéticas y/o electrostáticas (2) están formadas por bobinas y/o condensadores magnéticos controlables.
4. Un dispositivo según la reivindicación 1, en el que el colimador (5) tiene decenas, cientos o miles de orificios (6) apuntando en la dirección del punto focal.
5. Un dispositivo según la reivindicación 4, en el que el colimador (5) se adhiere a la parte cóncava de la tapa anódica (3) o se separa.
6. Un dispositivo según la reivindicación 4, en el que el material del que está hecho el colimador (5) es de una determinada composición y espesor, de modo que sea capaz de atenuar completamente los rayos X que impactan fuera de los orificios del colimador (6) y los orificios (6) pueden ser cilíndricos o cónicos.
7. Un dispositivo según la reivindicación 4, en el que el colimador (5) tiene un patrón de orificios (6) de medidas específicas que pueden ser de simetría circular, cuadrada, hexagonal o aleatoria.
8. Un dispositivo según la reivindicación 4, que comprende además un segundo colimador (7) similar y más pequeño en forma de cono que tiene el mismo patrón de orificios que el primero, y está ubicado coaxialmente delante del mismo, en el que el haz que emerge del colimador (5) puede ser recolimado por el segundo colimador (7).
9. Un dispositivo según la reivindicación 8, que comprende además un anillo con un interior en forma de cono (25) que rodea concéntricamente el segundo colimador (7) o está alineado coaxialmente delante del mismo, en el que los haces de penumbra y desenfocados se eliminan externamente del haz en forma de cono que emerge del primer colimador (5) y usa el anillo.
10. Un dispositivo según la reivindicación 1, que comprende una unidad frontal (19) con uno o más dispositivos de tipo diafragma (20), que regulan el tamaño del campo de radiación de salida.
11. Un dispositivo según la reivindicación 10, en el que un disco extraíble hecho de un material con un bajo número atómico Z está ubicado en la parte frontal de la unidad frontal (19), sobre el cual se fijan las guías láser (24) o los diodos láser (22) y los sensores de posición.
ES12774012T 2011-04-20 2012-04-19 Dispositivo para generar haces de fotones x convergentes Active ES2812563T3 (es)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CL2011000898A CL2011000898A1 (es) 2011-04-20 2011-04-20 Dispositivo para generar un haz convergente de electrones y rayos-x que comprende uno o mas lentes magneticos y/o electricos que permiten focalizar un haz de electrones provenientes de una fuente, impactar el haz en un casquete anodico y generar un haz de rayos-x colimado convergente.
PCT/IB2012/051983 WO2012143893A2 (es) 2011-04-20 2012-04-19 Aparato generador de haces de electrones y fotones-x convergentes

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2812563T3 true ES2812563T3 (es) 2021-03-17

Family

ID=50190925

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES12774012T Active ES2812563T3 (es) 2011-04-20 2012-04-19 Dispositivo para generar haces de fotones x convergentes

Country Status (7)

Country Link
US (1) US9583302B2 (es)
EP (1) EP2711048B1 (es)
AR (1) AR086472A1 (es)
BR (1) BR112013027007B1 (es)
CL (1) CL2011000898A1 (es)
ES (1) ES2812563T3 (es)
WO (1) WO2012143893A2 (es)

Families Citing this family (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013020130A1 (en) 2011-08-04 2013-02-07 John Lewellen Bremstrahlung target for intensity modulated x-ray radiation therapy and stereotactic x-ray therapy
US10839973B2 (en) 2016-02-25 2020-11-17 Illinois Tool Works Inc. X-ray tube and gamma source focal spot tuning apparatus and method
US9855445B2 (en) 2016-04-01 2018-01-02 Varian Medical Systems, Inc. Radiation therapy systems and methods for delivering doses to a target volume
US11058893B2 (en) * 2017-06-02 2021-07-13 Precision Rt Inc. Kilovoltage radiation therapy
US11590364B2 (en) 2017-07-21 2023-02-28 Varian Medical Systems International Ag Material inserts for radiation therapy
US11712579B2 (en) 2017-07-21 2023-08-01 Varian Medical Systems, Inc. Range compensators for radiation therapy
US10092774B1 (en) 2017-07-21 2018-10-09 Varian Medical Systems International, AG Dose aspects of radiation therapy planning and treatment
US10183179B1 (en) 2017-07-21 2019-01-22 Varian Medical Systems, Inc. Triggered treatment systems and methods
US10843011B2 (en) 2017-07-21 2020-11-24 Varian Medical Systems, Inc. Particle beam gun control systems and methods
US10549117B2 (en) 2017-07-21 2020-02-04 Varian Medical Systems, Inc Geometric aspects of radiation therapy planning and treatment
US10946219B2 (en) * 2017-09-05 2021-03-16 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Fixed field alternating gradient ion accelerator for variable energy extraction
EP3967367A1 (en) 2017-11-16 2022-03-16 Varian Medical Systems Inc Increased beam output and dynamic field shaping for radiotherapy system
US10910188B2 (en) 2018-07-25 2021-02-02 Varian Medical Systems, Inc. Radiation anode target systems and methods
WO2020021315A1 (es) * 2018-07-27 2020-01-30 Universidad De La Frontera Dispositivo adaptable a equipos de radioterapia externa que concentra la dosis en el blanco con foco variable
CN109243946B (zh) * 2018-09-18 2024-02-02 广州市凌特电子有限公司 X光出光口角度调整装置
WO2020097800A1 (zh) * 2018-11-13 2020-05-22 西安大医集团有限公司 滤光器、放射线扫描装置及放射线扫描方法
US10814144B2 (en) 2019-03-06 2020-10-27 Varian Medical Systems, Inc. Radiation treatment based on dose rate
US10974071B2 (en) 2019-04-30 2021-04-13 Varian Medical Systems, Inc. Multileaf collimator cone enabling stereotactic radiosurgery
US10918886B2 (en) 2019-06-10 2021-02-16 Varian Medical Systems, Inc. Flash therapy treatment planning and oncology information system having dose rate prescription and dose rate mapping
EP4023036A4 (en) * 2019-08-30 2023-09-27 TAE Technologies, Inc. HIGH QUALITY ION BEAM FORMING SYSTEMS, DEVICES AND METHODS
US11865361B2 (en) 2020-04-03 2024-01-09 Varian Medical Systems, Inc. System and method for scanning pattern optimization for flash therapy treatment planning
US11541252B2 (en) 2020-06-23 2023-01-03 Varian Medical Systems, Inc. Defining dose rate for pencil beam scanning
US11957934B2 (en) 2020-07-01 2024-04-16 Siemens Healthineers International Ag Methods and systems using modeling of crystalline materials for spot placement for radiation therapy

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE921707C (de) * 1940-10-29 1954-12-23 Koch & Sterzel Ag Einrichtung zur Erzeugung von Roentgenstrahlen
US3969629A (en) * 1975-03-14 1976-07-13 Varian Associates X-ray treatment machine having means for reducing secondary electron skin dose
JPH07119837B2 (ja) * 1990-05-30 1995-12-20 株式会社日立製作所 Ct装置及び透過装置並びにx線発生装置
GB9815968D0 (en) * 1998-07-23 1998-09-23 Bede Scient Instr Ltd X-ray focusing apparatus
AU2002246736A1 (en) 2000-10-24 2002-08-06 The Johns Hopkins University Method and apparatus for multiple-projection, dual-energy x-ray absorptiometry scanning
SE522709C2 (sv) 2002-07-05 2004-03-02 Elekta Ab Strålterapiapparat med flera uppsättningar hål i kollimatorhjälmen där förskjutbara plattor bestämmer vilka håluppsättningar som strålkällorna ska använda, samt metod att variera strålfältet
FR2844916A1 (fr) * 2002-09-25 2004-03-26 Jacques Jean Joseph Gaudel Source de rayonnement x a foyer virtuel ou fictif
US7496174B2 (en) * 2006-10-16 2009-02-24 Oraya Therapeutics, Inc. Portable orthovoltage radiotherapy
SE532723C2 (sv) * 2007-05-03 2010-03-23 Lars Lantto Anordning för alstring av röntgenstrålning med stort reellt fokus och behovsanpassat virtuellt fokus
US8093564B2 (en) * 2008-05-22 2012-01-10 Vladimir Balakin Ion beam focusing lens method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system

Also Published As

Publication number Publication date
BR112013027007A2 (pt) 2016-12-27
AR086472A1 (es) 2013-12-18
BR112013027007B1 (pt) 2022-02-22
US20140112451A1 (en) 2014-04-24
EP2711048B1 (en) 2020-05-27
EP2711048A4 (en) 2014-08-20
EP2711048A2 (en) 2014-03-26
US9583302B2 (en) 2017-02-28
WO2012143893A2 (es) 2012-10-26
CL2011000898A1 (es) 2011-06-24
WO2012143893A3 (es) 2013-01-17
WO2012143893A4 (es) 2013-03-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2812563T3 (es) Dispositivo para generar haces de fotones x convergentes
US10576303B2 (en) Methods and systems for beam intensity-modulation to facilitate rapid radiation therapies
KR101803346B1 (ko) 자기장을 이용한 종양표면선량 강화 방사선 치료장치
US9330879B2 (en) Bremstrahlung target for intensity modulated X-ray radiation therapy and stereotactic X-ray therapy
US9694210B2 (en) Multi-purpose radiation therapy system
JP6424198B2 (ja) 回転可能な構台の上のエネルギー選択によるコンパクト陽子治療システム
US10675484B2 (en) Imaging method using radiation source, shielding body, treatment head, and treatment device
US20100034357A1 (en) Collimator
EP3064252A1 (en) Multipurpose radiotherapy system
US11975216B2 (en) Radiation treatment head and radiation treatment device
US20060133575A1 (en) X-ray needle apparatus and method for radiation treatment
US10188878B2 (en) Small beam area, mid-voltage radiotherapy system with reduced skin dose, reduced scatter around the treatment volume, and improved overall accuracy
US9498646B2 (en) Collimator for redirecting compton scattered radiation in stereotactic radiosurgery
JP2018202146A (ja) キロボルト放射線療法
CN209734776U (zh) 准直器组件及放射医疗设备
Figueroa et al. Physical characterization of single convergent beam device for teletherapy: theoretical and Monte Carlo approach
IT201800002327A1 (it) Apparato per radioterapia intraoperatoria.
Gutman et al. A novel needle-based miniature x-ray generating system
Romano et al. Geant4-based Monte Carlo Simulation of the Leksell Gamma Knife®
CN208678191U (zh) 放射治疗头及放射治疗装置
CN208756803U (zh) 一种x射线的聚焦装置及放疗设备
CN112439131B (zh) X-射线笔形束扫描调强治疗直线加速器装置
Woods et al. Beam conditioning system for laser driven hadron therapy
CN214762920U (zh) 一种钴60伽马射线放射治疗装置
US20170194124A1 (en) X-ray delivery