IT201800006450A1 - Apparato emettitore di fasci di ioni per la terapia con “Raster Scanning” di strati di energia variabile – SIBED - Google Patents

Description

Descrizione dell’invenzione industriale avente titolo:

“Apparato emettitore di fasci di ioni per la terapia con “Raster Scanning” di strati di energia variabile – SIBED”

Descrizione dell’invenzione

Campo dell’invenzione

La presente invenzione si riferisce ad un apparato emettitore di fasci di ioni per la terapia con “Raster Scanning” di strati di energia variabile – SIBED” e relativa configurazione delle componenti hardware e software secondo il preambolo della rivendicazione 1.

L’invenzione si riferisce inoltre ad un dispositivo di emissione di fasci di ioni secondo la rivendicazione 9.

Sfondo tecnologico e stato della tecnica

È noto che l’adroterapia (chiamata anche “terapia con particelle cariche”, “terapia con particelle” e “terapia con ioni”) è quella forma di radioterapia per il trattamento di tumori e di altri bersagli, per i quali un’ablazione localizzata è giudicata clinicamente utile – per esempio nei casi d’aritmie cardiache, malformazioni arteriovenose, altre malformazioni, denervazione renale ecc. – che usa fasci di particelle nucleari o molecolari (chiamate anche “ioni leggeri” oppure “ioni”) con tipicamente numero atomico Z nell’intervallo che va da -1 a 10 e numero di massa A nell’intervallo che va da 1 a 20.

È ugualmente noto che per la protonterapia (Z = 1), la forma oggi più diffusa di adroterapia, e per la terapia con ioni carbonio (Z = 6), si usano fasci terapeutici di corrente relativamente bassa (dell’ordine di un nanoampere) con energie corrispondenti a percorsi in acqua che vanno tra 30 mm and 350 mm. Le energie corrispondenti sono comprese tra 60 MeV e 250 MeV e 100 e 430 MeV /u per protoni e ioni carbonio, dove u è l’unita di peso atomico (u = 931.5 MeV ). Per ioni carbonio le corrispondenti energie totali sono comprese tra 1200 MeV e 5000 MeV . Molte ditte offrono centri “chiavi in mano” per protoni e/o ioni carbonio e/o altri ioni, quali gli ioni elio. A lcuni di questi centri sono dotati di molte sale di trattamento mentre in altri il fascio accelerato alimenta una sola sala.

In tutti i casi, un canale di trasporto magnetico o “linea di fascio” – fatto per esempio di dipoli (che sono elementi che curvano il fascio), quadrupoli (che sono elementi focalizzanti) e altri elementi magnetici e/o elettrici – guida il fascio dall’acceleratore al sistema di distribuzione della dose (in inglese Dose Distribution System = DDS) e, attraverso esso, al punto in cui si trova il paziente. Gli elementi della linea di fascio sono montati o su supporti posti sul pavimento (a formare una linea di fascio “fissa”, orizzontale o verticale o inclinata) oppure una struttura meccanica che ruota intorno al paziente ed è chiamata “testata”; in entrambi i casi il punto di focalizzazione del fascio può esser chiamato “isocentro”.

Tipicamente un DDS contiene tre componenti:

i. due magneti di scansione (SMx e SMy) che, situati tipicamente ad almeno 2 metri a monte dell’isocentro, piegano trasversalmente il fascio coprendo un’area di trattamento di circa 300 mm x 300 mm; ii. un insieme di monitor di fascio situati a circa 500 mm a monte dell’isocentro;

iii. una camera a vuoto, collegata con la camera a vuoto della linea di fascio, che termina tipicamente con una finestra sottile prima dei monitors, in modo da ridurre la dispersione del fascio di ioni dovuta alla diffusione multipla.

Il DDS è integrato nell’ultima parte della linea di fascio. In alcune realizzazioni entrambi i magneti di scansione sono localizzati “a valle” dell’ultimo magnete della linea di fascio mentre in altre almeno uno dei due magneti è collocato “a monte” dell’ultimo magnete.

Acceleratore, linee di fascio e DDS formano, insieme al Sistema di Controllo software, ciò che può chiamarsi un “apparato emettitore di fasci di ioni” (in inglese “ion-beam emitting device”)

Nell’isocentro un fascio è caratterizzato dai numeri atomico Z e di massa A degli adroni, dalla loro energia cinetica media E, dallo dispersione in energia ΔE (definito solitamente dalla Larghezza Totale a Mezzo Altezza – in inglese Full Width at Half Maximum = FWHM), dalla corrente I (usualmente mediata su tempi dell’ordine del nanosecondo) che è funzione del tempo, e dalle due larghezze FWHMx e FWHMy del fascio nel piano x-y perpendicolare alla direzione del fascio. Queste larghezze sono piccole, tipicamente nell’intervallo 3-15 mmm, cosicché il fascio che colpisce il corpo del paziente è spesso chiamato “fascio sottile” (in inglese “pencil beam”). A ltre grandezze potenzialmente importanti sono i parametri Twiss e la dispersione della quantità di moto, che cambiano lungo la linea di fascio e determinano in ogni punto la sua sezione trasversale.

A causa della Dispersione coulombiana Multipla i materiali attraversati dagli adroni prima di arrivare all’isocentro, e in particolare gli spessori dei monitor collocati prima del paziente, contribuiscono ai valori FWHMx e FWHMy misurati “in aria all’isocentro”. Tali materiali e spessori devono essere minimizzati.

Un fascio quasi mono-energetico deposita il massimo della dose nel ben noto picco di Bragg (in inglese “Bragg peak”), che si trova a una profondità R nel bersaglio, che tipicamente si considera essere fatto d’acqua. Geometricamente un fascio sottile di energia E è caratterizzato da un “beam-spot” nel quale è deposita la massima densità di dose. Tale beam-spot ha una FHMW “longitudinale” Wd e due FWHM “trasversali” Wx e Wy.

Per fasci monoenergetici di protoni Wd è all’incirca proporzionale all’energia E cosicché per calcoli approssimativi si può usare la relazione Wd = 12 (E/230) mm (per protoni in acqua; E in Mev). Protoni da 175 MeV hanno un percorso in acqua R = 200 mm e una larghezza longitudinale Wd uguale a circa 9 mm.

Wx e Wy sono determinati dalle dimensioni trasversali del fascio, misurate in aria all’isocentro, FWHMx e FWHMy, e dalla Diffusione coulombiana Multipla degli adroni carichi nel bersaglio. Questo fenomeno allarga le dimensioni trasversali del fascio in modo che le larghezze trasversali Wx e Wy nel corpo del paziente si ottengono combinando quadraticamente FWHMx e FWHMy con la larghezza FWHM(MS) dovuta alla dispersione multipla nei tessuti attraversati, che è circa uguale a 5 % del percorso R per protoni e a 1.5% del percorso R per ioni carbonio cosicché per calcoli approssimativi si può usare la relazione FWHM(MS) = 0.015 R (per ioni carbonio).

A una profondità in acqua R = 200 mm, per esempio, FWHM(MS) è uguale a circa 10 mm e circa3 per protoni e ioni carbonio rispettivamente. Durante un trattamento lo spot, che ha dimensioni uguali alle larghezze dette Wd, Wx e Wy, è mosso longitudinalmente nel corpo del paziente variando l’energia del fascio, e trasversalmente sull’area del trattamento agendo sulle correnti Ix and Iy che alimentano i magneti di scansione SMx e SMy..

Per preparare un irradiamento, il Sistema di Pianificazione del Trattamento (in inglese Treatment Planning System = TPS) ottimizza la distribuzione spaziale di molte migliaia di “spot pianificati”, che sono tipicamente raggruppati in “strati” perpendicolari alla direzione del fascio centrale, in modo da impartire una dose uniforme al bersaglio minimizzando la dose depositata negli organi a rischio vicini (OARs). Usando, per esempio, tabelle numeriche prodotte dal TPS, il Sistema di Controllo dell’apparato emettitore di fasci di ioni varia in sincronismo l’energia E del fascio, le correnti dei magneti della linea di fascio e le correnti Ix e Iy per ottenere, innanzitutto, le FWHMs trasversali volute all’isocentro e, poi, muovendo lo spot longitudinalmente e trasversalmente, per “scansionare” (o “pennellare”) l’intero bersaglio. In alcuni casi la scansione è fatta una sola volta – scansione “singola” – e, in altri casi, più di una volta – scansione “multipla” (in inglese “rescanning” oppure “repainting”).

Il TPS, che determina il numero di particelle di energia E che devono essere inviate in una data direzione per depositare nello spot pianificato alla fine del percorso la dose voluta, utilizza come input, per esempio, le densità di elettroni dei tessuti attraversati dagli adroni, perché la perdita di energia per unità di lunghezza da parte di una particella carica è proporzionale alla densità elettronica locale. In pratica, i numeri CT o le unità Hounsfield delle immagini TAC (cioè il grigiore locale) possono essere impiegati per determinare le densità elettroniche locali che, a loro volta, possono essere utilizzate per correggere i percorsi delle particelle cariche che penetrano nel corpo del paziente. Come risultato, per ogni direzione del fascio sottile incidente il TPS costruisce un bersaglio d’acqua “distorto” il quale, immerso in acqua, è tale che l’energia del fascio E necessaria per raggiungere, con lo spot in movimento, un certo spot pianificato si calcola facilmente dal percorso in acqua R(E) degli ioni. Per calcoli approssimativi si può usare una formula che esprime il percorso R misurato in mm in funzione dell’energia totale dello ione misurata in MeV ed è valida con un’approssimazione del 3% circa:

oppure, in modo equivalente,

Per spiegare la procedura seguita nell’irradiazione di un bersaglio, nel semplice esempio di Fig. 1 il bersaglio d’acqua 1 è un ellissoide schiacciato immerso in acqua.

Nella Scansione Convenzionale a Griglia (in inglese “Conventional Raster Scanning” = CRS) il bersaglio 1 è iscritto in un parallelepipedo 2 – che ha lati S1, S2 e S3 – e lo spot scansiona N Strati di Energia Eguale (in inglese Equal Energy Layers = EELs) perpendicolari alla direzione-z, come descritto in Th. Haberer et al., “Magnetic scanning system for heavy ion therapy”, Nucl. Instr. Meth. A 330 (1993) 296.

The corrente fascio I è potenzialmente “on”, cioè accesa, soltanto lungo i segmenti mostrati in nero nei tipici piani 3 e 4 della Fig. 1, ed è variata dal Sistema di Controllo continuamente col tempo, seguendo le prescrizioni del TPS, mentre lo spot viene mosso avanti e indietro da detti magneti di scansione. Quest’approccio “convenzionale” richiede una corrente di fascio che varia col tempo in un modo ben controllato. In pratica il Sistema di Controllo deve tenere conto il fatto che diversi acceleratori producono correnti di fascio che hanno diverse strutture temporali.

I ciclotroni e i sincrociclotroni accelerano “impulsi” di particelle di 10-20 nanosecondi separati da 100-200 nanosecondi durante i quali la corrente è “off”, cioè nulla. L’energia del fascio è sempre la stessa e, in un Sistema di Selezione d’Energia (in inglese Energy Selection System = ESS), assorbitori mobili la riducono al valore richiesto necessario a raggiungere la profondità cui, secondo il TPS, deve essere collocato il picco di Bragg.

I sincrotroni accelerano le particelle in cicli: il tempo per raggiungere l’energia necessaria E è tipicamente un secondo e il fascio è estratto, durante il “flat-top” del campo magnetico deflettente, direttamente all’energia necessaria. Gli impulsi di fascio durano da uno a molti secondi. L’Istituto Nazionale per le Scienze Radiologiche (NIRS - Japan) è stato pioniere nell’estrazione di fasci di energie diverse durante lo stesso ciclo di macchina, facendo in modo che il fascio restante dopo la prima estrazione sia decelerato o accelerato alla prossima energia richiesta (Y . Iwata et al., “Multiple-energy operation with extended flattops at HIMAC”, Nucl. Instr. Meth. A 624 (2010) 33). Il tempo di commutazione tra le energie, e cioè tra strati di irradiazione, può essere ridotto a circa 100 millisecondi invece del detto tipico secondo o più.

Durante l’estrazione da un sincrotrone le particelle circolanti sono o “disperse” (in inglese “debunched”) – e la corrente I è continua, oppure “raggruppate” (in inglese “bunched”) – in modo che la corrente I sia fatta da impulsi separati da circa 20 microsecondi, a causa della frequenza della cavità accelerante. È noto che la migliore tecnica per estrarre lentamente da un sincrotrone gli ioni di un fascio raggruppato è il metodo “transverse RF-knockout” descritto, per esempio, da T. Furukawa et al., “Global spill control in RF- knockout slow extraction”, Nucl. Instr. Meth. A 522 (2004) 196. Questa è la tecnica utilizzata al NIRS.

I linac producono impulsi che sono lunghi 2-5 microsecondi, separati da un intervallo mille volte più lungo, poiché i tipici ratei di ripetizione sono di circa 200 Hz. In questo caso il “duty cycle”, cioè la frazione di tempo durante la quale la corrente I è “on”, è pari a circa l’uno per mille. Per ciclotroni e i sincrotroni il “duty cycle” è di circa il dieci per cento.

I ciclotroni producono correnti (mediate su molti cicli RF), che possono essere tenute costanti nel tempo e sono adatte a detto CRS (Conventional Raster Scanning). Lo stesso si può dire dei linac. Invece, a causa delle inevitabili rapide fluttuazioni (in inglese “ripples”) delle correnti dei quadrupoli e dei magneti deflettenti, il fascio estratto da un sincrotrone è molto irregolare, con rapide e imprevedibili variazioni che, in meno di un millisecondo, possono essere persino maggiori del 100% rispetto al valore mediato su una frazione di secondo. Questo comportamento casuale è un problema che richiede un procedimento di distribuzione della dose diverso dal CRS: il beam-spot è mantenuto in una posizione fissa e il fascio deposita dose finché non sia stato raggiunto il valore prescritto, come misurato dai monitor collocati a monte del paziente; poi lo spot viene spostato alla posizione successiva, spesso senza spegnere la corrente del fascio.

Questo procedimento continua a essere denominato “Raster Scanning” anche se è molto simile alla tecnica detta di “Scansione a spot” (in inglese “Spot Scanning”). “Discrete Raster Scanning” sarebbe un nome più adatto.

I sincrotroni superconduttori hanno un secondo problema. Quando le correnti di eccitazione dei magneti superconduttori sono cambiate – per variare i loro campi magnetici – sopra un certo tasso di variazione le energie rilasciate nelle masse fredde (quelle parti dei magneti che si trovano a bassa temperatura per mantenere i cavi in esse contenute a bassa temperatura) aumentano le loro temperature in modo che lo stato superconduttore cessa. Per evitare questo fenomeno, quando il beam-spot passa da uno strato a un altro, devono essere rispettati limiti stringenti sia per i campi dei magneti sia per i tassi di variazione delle correnti.

Esposizione e compito dell’invenzione

Secondo un insegnamento della presente invenzione l’hardware e il software di complessi per l’adroterapia – costituiti da un acceleratore, almeno una linea di fascio e almeno un Sistema di Distribuzione della Dose (DDS = Dose Delivery System) – possono essere configurati per formare un apparato emettitore “lento” di fasci di ioni ( “Slow” Ion-Beam Emitting Device = SIBED) che produce fasci sottili di ioni di energia variabile, con continuità e lentamente, utilizzati in procedure di distribuzione della dose - detta “Oblique Raster Scanning” – nelle quali gli strati del bersaglio, dipinti facendo variare le correnti dei due magneti di scansione posti a monte del corpo del paziente, non sono perpendicolari al fascio entrante,

La presente invenzione descrive la configurazione di un Complesso acceleratore-linea di fascio-DDS organizzato in modo da essere un apparato emettitore “lento” di fasci di ioni (in inglese “Slow” Ion-Beam Emitting Device = SIBED) con le caratteristiche della Rivendicazione 1, che risolve semplicemente ed economicamente detti due problemi. Ulteriori sviluppi sono derivabili dalle rivendicazioni dipendenti.

SIBED produce un fascio di ioni con energia cinetica E che varia monotonicamente e continuamente nell’intervallo Emin-Emax cosicché, nella realizzazione più semplice, durante l’irradiamento del bersaglio la derivata temporale del percorso in acqua R degli ioni è uguale a una costante:

dR/dt = v3;

v3 è la velocità con cui lo spot si muove lungo l’asse z della Fig. 2, cioè lungo la direzione che congiunge il centro della testa di trattamento con il centro dell’area trattata (indicata anche come “asse del fascio” oppure “asse longitudinale”). A llo stesso tempo i Magneti di Scansione SMx e SMy muovono continuamente il beam-spot per pennellare uno strato del bersaglio. In una realizzazione particolare v3 è constante con una precisione del 5%.

Per produrre, trasportare e formare il fascio sottile con energia continuamente e monotonicamente variabile, che bombarda il paziente, le correnti che alimentano molti elettromagneti dell’apparato emettitore di fasci di ioni devono variare sincronicamente in proporzioni accuratamente scelte. In pratica questo è tipicamente, ma non esclusivamente, ottenuto con un Sistema di Controllo dell’apparato che, leggendo tabelle numeriche (in inglese “look-up tables”) prodotte dal TPS, varia le correnti in molti piccolissimi passi, tipicamente inferiori allo 0.2% del valore di partenza, ma questo limite può variare. A ogni passo i valori delle correnti sono memorizzati nella memoria di un computer cosicché è possibile ricostruire a posteriori l’intera storia del trattamento conoscendo l’energia del fascio a ogni istante.

In tali circostanze anche la velocità v3, con cui il beam-spot si muove lungo l’asse z, o aumenta oppure diminuisce in passi molto piccoli.

Mediando su un tempo più lungo di quello che corrisponde ai passi maggiori, tipicamente v3 = 5 mm/secondo, che è circa mille volte inferiore alle tipiche velocità trasverse del beam-spot, v1 e v2, lungo gli assi x e y. Il valore di v3 può essere scelto in funzione delle dimensioni del bersaglio e del voluto tempo d’irradiamento. I valori interessanti sono tra 1 mm/s e 20 mm/s ma questo intervallo può essere allargato.

Come conseguenza del movimento longitudinale del beam-spot gli strati scansionati non sono perpendicolari alla direzione del fascio, come mostrato in Fig. 2, e i detti magneti di scansione SMx e SMy muovono lo spot lungo Strati di Energia V ariabile (in inglese V ariable Energy Layers = V ELs) in quella che può chiamarsi una “Scansione a Griglia Obliqua” (in inglese “Oblique Raster Scanning” = ORS).

Anche quando il beam-spot ha velocità v3 diversa da zero, è possibile adottare la procedura del Discrete Raster Scanning illustrata in precedenza. In questo caso il beam-spot è mosso nelle direzioni x e y e poi, mentre queste coordinate non cambiano, la corrente del fascio sottile è mantenuta accesa fino a che il numero prescritto di ioni, misurato dai monitor localizzati prima del paziente, non è stato raggiunto. Durante questo breve tempo la coordinata z continua a cambiare ma i movimenti longitudinali del beam-spot sono molto più piccoli della larghezza Wd perché la velocità della coordinata z è molto piccola (tipicamente 5 mm/s). La tecnica ORS risolve i due problemi dei sincrotroni superconduttori sopra descritti:

1. Il primo problema è risolto perché, quando si applica l’ORS, le induttanze delle bobine superconduttrici – che alimentano i magneti deflettenti e focalizzanti dell’apparato emettitore di fasci di ioni – possono essere più di dieci volte maggiori di quelli dei sincrotroni e delle linee di fascio dell’usuale terapia utilizzati per il Raster Scanning convenzionale, filtrando così le rapide fluttuazione delle correnti;

2. Il secondo problema è risolto perché, quando si applica l’ORS, i tassi di variazione delle correnti superconduttrici – che alimentano i magneti deflettenti e focalizzanti dell’apparato del fascio di ioni – sono nell’ordine di 0.05 tesla al secondo, cioè dieci volte minori di quelli degli usuali sincrotroni superconduttori e delle linee di fascio superconduttrici usati per il Raster Scanning convenzionale, nei quali i campi magnetici sono aumentati in pochi secondi fino ai valori massimi, riducendo così di molto le potenze rilasciate nelle masse fredde.

In una realizzazione un apparato emettitore di fasci di ioni, che comprende una testa irradiante ed è predisposto per emettere dalla testa irradiante (in inglese “nozzle”) un fascio di particelle per terapia, è anche predisposto per scansionare con il fascio di particelle un bersaglio, che comprende l’isocentro della linea di fascio. La direzione tra il centro della testa irradiante e l’isocentro è definita da un vettore n. L’apparato è organizzato per scansionare con il beam-spot una porzione di piano nel bersaglio, in modo tale che la normale al piano è predisposta, variando continuamente l’energia del fascio, a formare un angolo q con il vettore n.

In un’altra realizzazione un apparato emettitore di fasci di ioni, che comprende una testa irradiante ed è predisposto per emettere dalla testa irradiante (in inglese “nozzle”) un fascio sottile di energia che cresce o decresce con continuità, producendo così un beam-spot che si muove continuamente nel bersaglio verso strati più profond1 o più superficiali, deposita una dose di radiazione in un bersaglio terapeutico localizzato in modo tale che l’isocentro dell’apparato è vicino al centro geometrico del bersaglio. La direzione tra il centro della testa irradiante e l’isocentro è definita da un vettore n. L’apparato è anche predisposto in modo tale che due magneti di scansione (SMx e SMy) muovano, trasversalmente rispetto a n, il centro del beam-spot o continuamente oppure in piccoli incrementi o passi (in inglese “in steps”).

In questo ORS (Oblique Raster Scanning) the coordinate x e y del beamspot sono aggiustate nel tempo o continuamente oppure a passi. La coordinata z, invece, si muove continuamente con velocità v3, che è tipicamente costante ma può anche cambiare con il tempo. Come già detto, in alcune realizzazioni la velocità v3 cambia a piccoli passi.

Questa invenzione è vantaggiosa anche nei casi in cui l’acceleratore è diverso da un sincrotrone superconduttore, in particolare se linee di fascio di grande accettanza d’energia, e specialmente testate di grande accettanza d’energia, sono ritenute utili per migliorare le procedure di trattamento. Due progetti sono tipici delle molte attività attuali rivolte alla progettazione e alla costruzione di tali testate, con le quali non v’è alcun bisogno di variare le correnti che alimentano alcuni dei magneti perché fasci di energie molto diverse possono essere trasportati e focalizzati senza perdite. I due progetti sono descritti in US8173981B2 – che descrive una testata “Fixed Field and Alternating Gradient (FFAG) – e in L . Brower et al, “Design of an achromatic superconducting magnet for a proton therapy gantry”, IEEE Trans. Appl. Superconductivity, V ol 27/4, 2016, 4400106 – che descrive una testata superconduttrice basata su magneti superconduttori del tipo “canted cosine theta magnets”.

Queste e altre linee di fascio e testate di grande accettanza d’energia sono sviluppate non soltanto per i sincrotroni superconduttori ma anche per i sincrotroni a temperatura ambiente, i ciclotroni, i sincrociclotroni, i linac per ioni e altri tipi di acceleratori. In tutti questi casi l’uso di linee di fasci e di testate che fanno uso della presente invenzione, e in particolare della procedura Oblique Raster Scannin (ORS), può sostituire con vantaggio le più complicate e più costose linee di fascio fisse e rotanti.

Breve descrizione dei disegni

Nella procedura ORS), mostrata nella Fig. 2, l’energia aumenta da un valore minimo (per cui il centro del beam-spot è inizialmente nella posizione n'T) a un massimo corrispondente alla posizione STOP. Il percorso opposto può essere seguito con lo stesso valore assoluto della velocità v3, cioè l’energia del fascio può esser cambiato da bassa ad alta, oppure da alta a bassa. In entrambi i casi, i piani scansionati sono “obliqui”, cioè non sono perpendicolari alla direzione centrale del fascio perché formano angoli A1 e A2 con gli assi x e y.

Come esempio di una realizzazione dell’invenzione per ioni carbonio, la Tabella 1 fornisce una lista dei parametri concernenti un bersaglio sferico in acqua di 525 mL con un diametro di 100 mm, tale che S1 = S2 =S3 =100 mm, che è suddiviso in N = 3 V ariable Energy Layers (V ELs) e che, in un tempo di irradiazione totale T =20, è pennellato M =22 volte in ogni strato. Poiché in detto più semplice approccio la velocità v3 = S3/T = 5 mm/s è costante e i V EL sono distanziati della stessa quantità d3 = 3.45 mm (riga R5), lo stesso tempo t = 667 ms (R10) è speso dal beam-spot per visitare ciascuno di essi.

Tavola 1 – Parametri di una delle realizzazioni preferite per ioni carbonio.

Per ottenere una distribuzione della dose uniforme, la distanza, nel piano trasversale, tra i centri degli spot deve essere uguale al 75% della FWHM (R7). Nella Tabella i valori citati Wx = Wy = 6.2 mm (R7) implicano larghezze di fascio in aria all’isocentro FWHMx = FWHMy = 5.4 mm, che – alla profondità media di 200 mm– si combinano quadraticamente con FWHM(MS) = 3 mm dovuta alla dispersione multipla.

Le velocità di scansione sono v2 = 6.6 m/s (R12) e v1 = 0.15 m/s (R13), ben entro le specifiche di sistemi di scansione esistenti.

Per il bersaglio di 100 mm della Tabella 1 l’angolo A1, circa uguale a 1/N (R17), è 2° e l’angolo A2 vale 0.75 mrad, circa 2M volte più piccolo di A1 (R14).

Le dipendenze temporali delle coordinate x e y del centro dello spot e delle loro velocità x e y sono schematicamente mostrate nella Fig. 3 per il caso M = 5. Nelle Fig. 3a e 3c si vede che l’ultimo passo della procedura consiste nel movimento rapido, che dura un tempo ts, del beam-spot da X = S2 a x= 0, che in Fig.2 corrisponde alla linea tratteggiata che connette, nei pannelli 5 e 6, il punto “end” di uno strato con il punto “start” del prossimo strato. Il termine – 0.5, che compare nelle righe R13, R14 e R17 della Tabella 1, garantisce che il beam-spot sia alla giusta profondità per iniziare la scansione di un altro strato obliquo.

Nei pannelli 5 e 6 della Fig. 2 la corrente del fascio è nulla lungo i tratti di percorso che sono tratteggiati. Tuttavia il percorso del beam-spot nel piano x-y non deve essere necessariamente quello indicato dalle linee tratteggiate della Fig. 2. Quando la corrente del fascio è “off” ogni possibile percorso del beam-spot “virtuale” è possibile. Per esempio, nelle realizzazioni dei pannelli 5 e 6 della Fig. 2, il beam-spot a “corrente zero” può essere mosso rapidamente dalla fine di uno dei segmenti neri all’inizio del successivo ma poi e in un’altra realizzazione – prima di rilasciare la dose programmata – il Sistema di Controllo deve aspettare il tempo che avrebbe dovuto essere speso per muovere il beam-spot lungo le linee tratteggiate.

Poiché, per il fatto che l’energia cresce continuamente, gli strati scansionati dal beam-spot, che si muove trasversalmente, sono obliqui, l’angolo distale (rispetto alla testa irradiante che emette il fascio) di un’area rettangolare scansionate è vicina in profondità (cioè lungo l’asse z) all’angolo prossimale del prossimo strato. Quando il beam-spot ha completato la scansione di uno strato, i due magneti di scansione SMx e SMy lo fanno tornare indietro da detto angolo distale a detto angolo prossimale in un tempo ”di trasferimento” che, in una realizzazione, è uguale a metà del tempo speso per muovere il beam-spot trasversalmente avanti e indietro lungo l’asse y. Si noti che, per costruzione, alla fine di questa procedura il centro del beam-spot si trova automaticamente nell’angolo prossimale dello strato successivo e che, nel caso in cui l’energia del fascio decresce continuamente, l’argomento è ancora valido con gli aggettivi “distale” e “prossimale” scambiati. In entrambi i casi, durante il detto tempo di trasferimento è preferibile, ma non assolutamente necessario, spegnere la corrente del fascio.

V a anche notato che in ORS il tempo in cui il fascio è “off” è una frazione molto più piccola del tempo totale di scansione che in CRS. Infatti, lo spot impiega metà del tempo a muoversi nella direzione positiva dell’asse x; inoltre il volume della sfera di raggio S/2 è π/6 inferiore di quella del cubo che ha lato S. Complessivamente il fascio è “on” per una frazione di tempo non più grande di π/12 ≈ 25%.

Descrizione dettagliata degli accorpamenti preferiti

Secondo l’invenzione lo hardrware e il software di noti complessi per la terapia adronica – fatto da un acceleratore, una linea di fascio e un DDS (Sistema di Distribuzione della Dose) – possono essere configurati per formare un apparato emettitore “lento” di fasci di ioni ( “Slow” Ion-Beam Emitting Device = SIBED) che produce fasci sottili di ioni di energia variabile, con continuità e lentamente, utilizzati in una procedura di distribuzione della dose - detta “Oblique Raster Scanning”. In ORS gli strati scansionati sono “obliqui” perché, mentre il beam-spot si muove sempre a velocità costante v3 lungo la coordinata longitudinale z, verso l’avanti oppure all’indietro, le coordinate x e y del beam-spot in movimento vengono cambiate o continuamente oppure in piccoli passi. I principali sottosistemi di un Complesso come quello della Fig. 4, che può irradiare bersagli con procedure ORS, sono:

1. sorgenti di ioni,

2. iniettore RQF e linac,

3. quadrupoli focalizzanti,

4. magneti superconduttori a 90 gradi,

5. magneti deflettenti della linea di fascio,

6. “beam dump”,

7. testate,

8. linea di fascio orizzontale,

9. sistema di Distribuzione della Dose (DDS),

10. magnete di scansione SMx,

11. magnete di scansione SMy,

12. monitor di fascio.

Con un’energia massima degli ioni carbonio E = 430 MeV /u, un raggio di curvatura ρ=1.65 m nel magnete a 90° e un campo massimo B(max) = 4 Tesla, la circonferenza del sincrotrone è di 22 m e i raggi massimi esterni delle teste sono di circa 5.3 m.

La Fig. 5 mostra il progetto più avanzato di un “ion-beam emiting device” che fa uso di sette magneti a 90° del tipo “canted cosine-theta” che hanno un campo magnetico massimo pari a 3.5 tesla. Tre quadrupoli sono integrati in ciascun magnete deflettente come descritti nel brevetto US20170372867A1, “Left-right canted-cosine-theta magnets”,

Il sincrotrone ha una lunghezza di 2w5 m, raggio massimo esterno della testata è circa 5.4 m e la lunghezza totale del complesso è 22 m.

In entrambe le realizzazioni, per rilasciare 2 Gy nel bersaglio di 525 mL della Tabella 1 e, a seconda delle perdite nel sistema di estrazione e lungo le linee di fascio, 2-3 1010 ioni carbonio devono essere accelerati e accumulati nel sincrotrone prima del processo di estrazione.

La persona competente nel campo può facilmente costruire interessanti variazioni dei layout delle Fig. 4 e Fig. 5.

Da detta equazione, che esprime il percorso in acqua R come funzione dell’energia E del sottile, si può ottenere la Fig. 6a, che mostra il campo deflettente B nei magneti a 90 gradi della Fig. 4 in funzione del percorso in acqua degli ioni carbonio. La curva della Fig. 6b può essere calcolata differenziando la stessa equazione e richiedendo che detta velocità longitudinale dR/dt sia v3 = 5 mm/secondo, come mostrato nella riga R9 della Tabella 1.

Per percorsi maggiori di circa 80 mm, la figura mostra che, per v3 = 5 mm/s, il rapporto B è piccolo:

dB/dt ≤ 0.05 T/s.

La Fig. 6b indica anche che, per percorsi in acqua di 25-80 m, per avere v3 = 5 mm/s la derivata dB/dt deve essere nell’intervallo 0.05-0.10 T/s. Tuutavia in pratica questo non è necessario perché, per tali tumori poco profondi, lo spessore S3 del bersaglio non è mai più grande di 50 mm, sicché la velocità v3 = S3/T può essere ridotta a 0.025 m/s, pur mantenendo T = 20 s, il che implica che la derivativa dB/dt è ancora inclusa nell’intervallo 0.025-0.050 T/s.

Come mostrato nella Tabella 2, con 0.05 T/s sono necessari 52 secondi per accelerare ioni carbonio da 10 MeV /u (p = 1680 MeV /c; B = 0.57 T) fino a 276 MeV /u (R = 150 mm; p = 220 MeV /c; B = 3.10 T). Questo valore, aggiunto agli iniziali 2 secondi (necessari per l’iniezione), ai 20 s (per l’irradiazione del bersaglio lungo 100 mm di Tabella 1 ) e ai 62 s (necessari per ridurre il campo da 3.66 T a 0.57 T) ammontano a 126 s come durata del ciclo del sincrotrone.

Tabella 2. Ciclo del sincrotrone per la realizzazione della Tabella 1.

I numeri delle colonne C8 e C9 sono conseguenza di detta equazione, che consente di calcolare il percorso R quando l’energia E è data. Questa è una approssimazione abbastanza buona per stimare la derivativa massima dB/dt ma non può essere usata in pratica. Nell’applicazione di OSR al trattamento dei tumori di pazienti la relazione tra R e E deve essere misurata e la derivativa dB/dt calcolata numericamente.

Con la scelta di un valore costante di v3 – come fatto, per esempio, nelle Tabelle 1 e 2 – i V EL (V ariable Energy layer) sono equidistanti, come in Fig. 4, ma questa non è un caratteristica essenziale della procedura ORS con SIBED. Infatti, in alcuni casi può essere più logico variare continuamente v3 in funzione del percorso R, cosicché i V EL prossimali più spaziati di quelli distali, dove l sovrapposizione di molti picchi di Bragg deve produrre una distribuzione di dose uniforme nel bersaglio La tecnica più avanzata per irradiare bersagli in movimento è la tecnica del “tracciamento del tumore” (in inglese “tumour tracking”): uno strumento determina istante per istante la posizione del tumore e il Sistema di Controllo di SIBED aggiusta le coordinate x e y del centro dello spot per cancellare l’effetto del movimento. È ben noto che molti strumenti di monitoraggio basati su “markers” fissati sul corpo del paziente, ultrasuoni, immagini da raggi X , immagini da Risonanza Magnetica ecc. sono ora in uso e altri sono in sviluppo. L’applicazione di una qualsiasi di queste tecniche a OSR è ovvia, con l’accortezza che il sistema di feedback deve essere rapido e continuo. Si deve rilevare che, invece, il metodo più semplice detto “respiratory gating” non può essere facilmente applicato alla scansione OSR perché lo spot si muove di continuo nella direzione z.

Una seconda tecnica usata per migliorare della distribuzione della dose nel bersaglio è la “riscansione“”, chiamata anche “ripennellamento”(in inglese “rescanning” o “repainting”). Questo metodo dà il tempo, con riscansioni successive, di correggere gli errori statistici e sistematici che il sistema può aver fatto. In un articolo di Bernatowicz e al. (K . Bernatowicz, A , Lomax and A. K nopf, “Comparative study of layered and volumetric rescanning for different scanning speeds of proton beam in liver patients”, Phys. Med. Biol., 58 (2013) 7905-7920) è stato dimostrato che si ottengono eccellenti risultati se il numero di riscansioni non è inferiore a 5. La Fig.7 mostra che, per la realizzazione della Tabella 1, cinque riscansioni durano circa 200 secondi, di cui circa 110 secondi sono “attivi”.

Dalla descrizione soprastante è rilevabile che con gli insegnamenti della presente invenzione si risolve in modo efficiente il compito proposto e si ottengono i vantaggi indicati.

Gli esperti del ramo potranno introdurre modifiche o varianti senza per questo fuoriuscire dall’ambito di protezione della presente invenzione come descritta e rivendicata.

Claims (9)

1. R ivendicazioni 1. Una configurazione delle componenti hardware e software di un complesso di terapia per ioni – fatto di un acceleratore di particelle, almeno una linea di fascio e almeno un Sistema di Distribuzione della Dose, caratterizzata dal fatto che un tale Apparato Emettitore “Lento” di Fasci di Ioni (SIBED) produce fasci di ioni sottili d’energia continuamente e lentamente variabile usati nella procedura di distribuzione della dose in cui gli strati bersaglio sono scansionati variando continuamente le correnti che alimentano i magneti di scansione collocati a monte del corpo paziente, in modo tale che detti strati scansionati non siano perpendicolari alla direzione del fascio che colpisce il centro dell'area di trattamento.
2. 2. Una configurazione delle componenti hardware e software di un complesso di terapia per ioni – fatto di un acceleratore di particelle, almeno una linea di fascio e almeno un Sistema di Distribuzione della Dose, secondo la rivendicazione 1, caratterizzata dal fatto che un tale Apparato Emettitore “Lento” di Fasci di Ioni (SIBED) produce fasci di ioni sottili d’energia continuamente e lentamente variabile usati nella procedura di distribuzione della dose in cui gli strati bersaglio sono scansionati variando per gradini le correnti che alimentano i magneti di scansione collocati a monte del corpo paziente, in modo tale che detti strati scansionati non siano perpendicolari alla direzione del fascio che colpisce il centro dell'area di trattamento.
3. 3. Un apparato emettitore di fasci di ioni secondo le rivendicazioni 1 o 2, caratterizzato dal fatto che l'acceleratore è o un sincrotrone superconduttore oppure un sincrotrone a temperatura ambiente.
4. 4. Un apparato emettitore di fasci di ioni secondo le rivendicazioni 1 o 2, caratterizzato dal fatto che l'acceleratore è o un ciclotrone oppure un sincrociclotrone.
5. 5. Un apparato emettitore di fasci di ioni secondo le rivendicazioni 1 o 2, caratterizzato dal fatto che l'acceleratore è linac per ioni.
6. 6. Un apparato emettitore di fasci di ioni secondo le rivendicazioni 1 o 2, caratterizzato dal fatto che l'energia del fascio sottile varia in modo che il percorso in acqua degli ioni o aumenta oppure diminuisce continuamente e uniformemente nel tempo in modo che gli strati scansionati siano equidistanti con una precisione di circa 2 millimetri.
7. 7. Un apparato emettitore di fasci di ioni secondo le rivendicazioni 1 o 2, caratterizzato dal fatto che, durante la scansione del bersaglio, il sistema di controllo agisce sulle correnti che alimentano i magneti di scansione per applicare la procedura di tracciamento di un bersaglio mobile in cui le due posizioni trasversali del picco di Bragg sono aggiustate in tempo reale secondo l’informazione sulla posizione istantanea del tumore ottenuto da uno o più dispositivi di monitoraggio di posizione e da un pacchetto software appropriato.
8. 8. Un apparato emettitore di fasci di ioni secondo le rivendicazioni 1 o 2, caratterizzato dal fatto che le line di fascio, che guidano le particelle alle sale di trattamento, sono formate da magneti o a temperatura ambiente o superconduttori che sono alimentati con correnti che variano simultaneamente in modo da trasportare detti fasci di energia continuamente variabile.
9. 9. Un dispositivo di emissione di fascio di ioni secondo le rivendicazioni 1 o 2, caratterizzato dal fatto che le linee di fascio, che guidano le particelle alle sale di trattamento, contengono almeno un magnete a temperatura normale o superconduttore che è configurato per avere una grande accettanza di energia in modo che non vi sia necessità di variare il suo campo magnetico per trasportare il fascio di energia continuamente variabile.