IT201800006452A1

IT201800006452A1 - Linea di trasporto di fascio con alimentazioni a variazione rapida a 2 o 4 quadranti per effettuare una “Fast Adaptative Spot Scanning Therapy” (FASST) con fasci di protoni

Info

Publication number: IT201800006452A1
Application number: IT102018000006452A
Authority: IT
Priority date: 2018-06-19
Filing date: 2018-06-19
Publication date: 2019-12-19
Also published as: US20210274634A1; CN112334187B; WO2019244073A1; EP3810267B1; BR112020025813A2; EP3810267A1; KR20210021997A; IL279487A; CN112334187A; CA3103937A1

Description

Descrizione dell’invenzione industriale avente titolo:

“Linea di trasporto di fascio con alimentazioni a variazione rapida a 2 o 4 quadranti per effettuare una “Fast Adaptative Spot Scanning Therapy” (FASST) con fasci di protoni”

Descrizione dell’invenzione

Campo dell’invenzione

La presente invenzione si riferisce ad una linea di trasporto di fascio con alimentazioni a variazione rapida a 2 o 4 quadranti per effettuare una “Fast Adaptative Spot Scanning Therapy” (FASST) con fasci di protoni secondo il preambolo della rivendicazione 1.

L’invenzione si riferisce inoltre ad un sistema di radioterapia comprendente la linea di trasporto secondo le rivendicazioni 1 e 2.

Sfondo tecnologico e stato della tecnica

La radioterapia è un metodo noto per trattare, principalmente, i tumori, ma anche altre patologie focali, per esempio le aritmie cardiache, le malformazioni arterovenose e altre malformazioni, denervazioni renali, cicatrici cheloidi etc. Un tipico sistema di radioterapia include una fonte di radiazione e alcuni mezzi per dirigere la radiazione verso il paziente. Forme di radiazione tipicamente usate includono i raggi gamma emessi da sorgenti radioattive, i raggi X d’alta energia, gli elettroni, i protoni e altri ioni leggeri, in particolare gli ioni carbonio.

La protonterapia richiede una sorgente di protoni e strumenti per accelerare i protoni e formare un fascio utilizzabile dal punto di vista medico. Gli strumenti acceleranti possono tipicamente essere ciclotroni, sincrociclotroni, sincrotroni, o acceleratori lineari. Dopo l’accelerazione, una “linea di fascio” (detta anche “linea di trasporto del fascio” e “canale magnetico”) è usata per guidare il fascio di protoni ad alta energia verso il Sistema di Distribuzione della Dose (in inglese DDS = Dose Distribution System) e, infine, il paziente.

È ugualmente noto che per la protonterapia sono usati fasci terapeutici di corrente relativamente bassa (dell’ordine di un nanoampere), con energie corrispondenti a percorsi in acqua compresi tra 30 mm e 350 mm. Le energie cinetiche utilizzate vanno da 60 MeV a 250 MeV .

Molte ditte offrono centri di protonterapia “chiavi in mano”. A lcuni di questi centri hanno molte sale di trattamento mentre in altre il fascio accelerato alimenta una sola sala.

In tutti i casi, una linea di fascio – fatta da dipoli (che sono elementi di flessione del fascio), quadrupoli (che sono elementi di focalizzazione del fascio) e altri elementi magnetici o elettrici – guida il fascio dall’acceleratore a un DDS e, attraverso di esso, al punto in cui è collocato il bersaglio, chiamato solitamente “isocentro”.

Un DDS “attivo” contiene tipicamente almeno tre componenti:

i. due Magneti di Scansione (SMx e SMy), collocati ad almeno due metri a monte dell’isocentro, che flettono il fascio trasversalmente su un’area di trattamento di circa 300 mm x 300 mm;

ii. un insieme di monitor del fascio collocati a circa 500 millimetri a monte dell’isocentro;

iii. una camera a vuoto che è collegata con la camera a vuoto del fascio, che collega l’acceleratore al DDS, e tipicamente termina prima dei monitor con un foglio sottile, in modo da ridurre la dispersione del fascio dovuta alla diffusione coulombiana multipla.

È pure noto che gli elementi di una linea di fascio sono o montati su supporti collocati sul pavimento (a formare una linea di fascio fissa orizzontale o verticale o inclinata) o su una struttura meccanica rigida che ruota intorno al paziente. Solitamente tale linea di fascio ruotante è detta “testata” (“gantry” in inglese).

Il DDS è integrato nella parte finale della linea di fascio. In alcune realizzazioni entrambi i Magneti di Scansione sono collocati “ a valle” dell’ultimo magnete della linea di fascio e in altri almeno uno dei due Magneti di Scansione è collocato “ a monte” dell’ultimo elemento della linea di fascio.

Un Complesso acceleratore-linea di fascio-DDS può chiamarsi “dispositivo per l’emissione di fasci di protoni” (proton-beam emitting device” in inglese) In qualsiasi momento le correnti e i voltaggi applicati agli elementi magnetici ed elettrici di tale strumento sono definiti dal Sistema di Controllo che, durante una sessione di terapia, riceve segnali da sensori distribuiti su tutti gli elementi hardware e invia segnali agli attuatori corrispondenti per realizzare, a passo a passo, il piano d'irradiazione definito dal Sistema di Pianificazione del Trattamento (in inglese Treatment Planning System = TPS).

È noto che all’isocentro un fascio terapeutico è tipicamente caratterizzato principalmente dal punto di entrata e dalla direzione con cui entra nel corpo del paziente, l'energia cinetica media E del fascio di protoni, lo dispersione in energia ΔE – di solito definita dalla larghezza totale a mezza altezza FWHM(E) (“Full Width at Half Maximum” in inglese) della distribuzione di energia, la corrente I (la cui media si calcola tipicamente su tempi di meno di 0.1 ns) che è funzione del tempo, e le due larghezze trasversali del fascio FWHMx e FWHMy nel piano x-y, che è perpendicolare alla direzione del fascio.

La Diffusione coulombiana Multipla nei materiali attraversati dai protoni prima di arrivare all'isocentro e negli spessori dei monitor collocati a monte del paziente, contribuiscono ai valori FWHMx e FWHMy, misurati “in aria e all'isocentro”. Questi effetti devono essere minimizzati.

Regolando le correnti negli elementi del canale di trasporto il Sistema di Controllo del dispositivo di emissione del fascio di protoni aggiusta le larghezze trasversali in un intervallo tipico che va da 3 mm a 20 mm.

Un fascio quasi monoenergetico deposita il massimo della dose nel ben noto “picco di Bragg”, che è situato a una profondità R nel bersaglio. In bersagli d’acqua, e di tessuti molli, il percorso R (misurato in mm) può essere approssimativamente calcolato in funzione dell’energia E (misurata in MeV ) utilizzando l’equazione:

Geometricamente, durante un trattamento, un fascio sottile di energia E è caratterizzato da un “beam-spot”, causato dalla sovrapposizione dei picchi di Bragg dei protoni del fascio, nel quale la massima densità di dose è depositata. Tale picco è centrato a una profondità R e ha una FWHM “longitudinale” Wd e due FWHM “trasversali” Wx e Wy.

La FWHM longitudinale” Wd (in mm) può esser approssimativamente scritta come

Wd = 12 mm (E/Emax) (con Emax = 230 MeV ).

È ben noto che la Diffusione coulombiana Multipla degli ioni nel bersaglio allarga le dimensioni del fascio sottile in modo che le larghezze trasversali effettive Wx e Wy sono ottenute combinando quadraticamente FWHMx e FWHMy con la larghezza FWHM(MS) causata dalla diffusione multipla all'interno del corpo paziente.

Durante un trattamento il beam-spot, che tratta attivamente il bersaglio, è mosso longitudinalmente nel corpo paziente, variando l'energia del fascio E, e trasversalmente sull'area di trattamento, agendo sulle correnti Ix e Iy che alimentano i Magneti di Scansione SMx e SMy.

Il TPS determina le posizioni ottimali degli “spot pianificati” nel corpo paziente e, per ciascuno di essi, il numero di protoni di energia E che devono esser inviati in quella direzione per ottenere la distribuzione di dose desiderata nel bersaglio risparmiando gli organi a rischio (OAR).

Il TPS utilizza tipicamente come informazioni d’ingresso le densità elettronica dei tessuti attraversati dai protoni, perché l'energia persa da una particella carica per lunghezza unitaria è proporzionale alla densità locale di elettroni. In pratica spesso il grigiore TAC o numero di Hounsfield delle immagini della Tomografia Computerizzata (TAC) (cioè il livello locale di grigiore) determina le densità elettroniche locali, che sono usate per correggere i percorsi delle particelle che penetrano nel corpo del paziente lungo percorsi ben definiti. Come risultato, per ogni direzione entrante il TPS tipicamente costruisce un bersaglio di acqua « distorto», immerso in acqua, tale che l’energia di fascio E richiesta per « visitare» con il beam-spot un qualunque punto nel bersaglio, per esempio uno spot pianificato, è ottenuta dal TPS stesso da un insieme di percorsi di protoni misurati in acqua.

In una tipica tecnica di “Scansione a Spot” (“Spot Scanning” in inglese) – descritta per esempio in E. Pedroni e al, The 200 MeV proton therapy project at the Paul Scherrer Institute: conceptual design and practical realization, Medical Physics, 22(1), (1995) 37) – e mostrata nella Fig. 1, un bersaglio in acqua 1 è un ellissoide schiacciato immerso in acqua.

Il bersaglio 1 è inscritto in un parallelepipedo 2 – avente lati S1, S2 e S3 – e gli spot pianificati sono contenuti in N Strati di Eguale Energia (EEL = Equal Energy Layers in inglese), perpendicolari alla direzione z. Nella figura gli strati sono separati da una distanza d3 =S/(N-1), ma in pratica i piani non sono sempre equidistanti e non tutti sono ugualmente visitati dal beam-spot perché i protoni che visitano spot pianificati distali irradiano indirettamente i tessuti traversati riducendo cosi la dose da depositare con visite dirette.

Durante un trattamento il beam-spot è mosso con la corrente Ix e Iy, azionando SMx e SMy, a una posizione x-y, che è determinata dal TPS, e il beam-spot deposita dose finché non sia stato raggiunto il valore di dose richiesto, come misurato dai monitor collocati a monte del paziente; in seguito tipicamente lil beam-spot viene spostato alla successiva posizione trasversale.

Di solito, dopo che uno strato è stato scansionato con particelle di energia E1, l'energia è o diminuita o aumentata a un valore E2, che può essere diverso da E1 per una quantità frazionalmente piccola, e un EEL contiguo viene scansionato trasversalmente nelle direzioni x e y. In altra procedura meno usata, dopo che la visita di uno spot pianificato è ultimata, cioè dopo che la dose prevista è stata somministrata, l’energia viene cambiata e viene visitato un altro spot pianificato che ha le stesse coordinate x e y trasversali ma una coordinata di profondità diversa. Questa procedura di Spot Scanning « longitudinale» può essere usata, per esempio, quando il tempo necessario per cambiare l'energia è breve rispetto al tempo necessario per scansionare un EEL-È noto che ottenere una distribuzione della dose uniforme è vantaggioso che la distanza, nel piano trasversale, tra i centri degli spot pianificati sia uguale al 75% della FWHM. Per protoni a una profondità in acqua R=200 mm la Larghezza a Metà altezza dovuta alla Diffusione Multipla è FWHM(MS) = 10 mm che, combinata quadraticamente con le larghezze in aria all’isocentro ( per esempio FWHMx = FWHMy = 7 mm), dà ampiezze di fascio nel corpo del paziente Wx = Wy = 12 mm, ciò che implica distanze trasversali tra spot pianificati contigui uguale a 0.75x12= 9.2 mm.

Una tecnica usata per migliorare l'uniformità della distribuzione di dose al bersaglio è la “riscansione”, chiamata anche “ripennellatura”, descritta per esempio in Bernatowicz e al., “Comparative study of layered and volumetric rescanning for different scanning speeds of proton beam in liver patients”, Phys. Med. Biol., 58 (2013) 7905-7920); essa consente, in riscansioni consecutive, la correzione di errori statistici e sistematici in cui il sistema poteva essere incorso. In questo lavoro è stato dimostrato che risultati eccellenti sono ottenuti se il numero di rescansioni non è inferiore a 5.

In protonterapia un problema è il corretta irradiamento degli organi che si muovono, in particolare a causa del ciclo respiratorio ma anche ad altre cause. Da questo punto di vista il trattamento delle aritmie cardiache è particolarmente difficile, come descritto in H. I. Lehmann, D. L . Packer et al, “Feasibility Study on Cardiac Arrhythmia Ablation Using High-Energy Heavy Ion Beam”, Scientific Reports, V ol. 6, 2016, Article number: 38895.

Una soluzione standard è l’irradiazione di bersagli in movimento con la tecnica detta in inglese “gating”, nella quale la corrente del fascio viene accesa soltanto quando il punto in cui la dose deve essere depositata si trova - di solito nella fase post-espiratoria - lungo il percorso del fascio sottile. Questa procedura ha molti inconvenienti, in particolare perché richiede tempi d’irradiazione più lunghi.

Una soluzione alternativa più efficace è il “tracciamento del tumore” (in inglese “tumour tracking”). Come ben noto, in questa procedura uno speciale dispositivo di monitoraggio determina la posizione e la forma del bersaglio a ogni istante durante l’irradiazione e il Sistema di Controllo del dispositivo di emissione del fascio di ioni aggiusta online le coordinate del centro del beamspot per raggiungere sempre lo stesso spot pianificato cancellando gli effetti dei movimenti.

Il monitoraggio dei movimenti del fascio può esser eseguito nel piano trasversale mantenendo l'energia E del raggio fisso e usando SMx e SMy e un sistema di “feedback bi-dimensionale” basato su misurazioni fatte dai dispositivi di monitoraggio della posizione. Seguire longitudinalmente il bersaglio è più difficile perché l'energia deve esser rapidamente aggiustata, per esempio quando si cura un tumore al polmone e una costola entra nella traiettoria del fascio sottile a causa dei movimenti respiratori.

Il tempo necessario per variare l’energia del fascio cambia con il tipo di acceleratore.

I ciclotroni e i sincrotroni tipicamente accelerano “impulsi” di particelle di 10-20 nanosecondi separati da 100-200 ns durante i quali la corrente è zero. L 'energia del fascio è tipicamente sempre la stessa e, in un Sistema di Selezione dell’Energia (ESS), assorbitori mobili riducono l'energia del fascio al valore necessario per raggiungere la profondità alla quale, secondo il TPS, il picco di Bragg deve essere collocato. I tempi minimi per muovere gli assorbitori, e così cambiare l'energia, sono dell'ordine di 50 millisecondi.

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. In questo modo gli impulsi di fascio durano da un secondo a molti secondi. Tuttavia l'Istituto Nazionale di Scienze Radiologiche (NIRS - Giappone) è stato il pioniere nell'estrazione di fasci di diverse energie nell’ambito dello stesso ciclo macchina, permettendo al fascio restante, dopo la prima estrazione, di esser direttamente portato all’energia successiva (Y . Iwata et al., “Multiple-energy operation with extended flattops at HIMAC”, Nucl. Instr. Meth. A 624 (2010) 33). L 'estrazione di fascio è ottenuta con del knock-out a radiofrequenza trasversale (come descritto, per esempio, da T. Furukawa et al., “Global spill control in RF- knockout slow extraction”, Nucl. Instr. Meth. A 522 (2004) 196) e il tempo di commutazione tra EEL (strati di eguale energia) è ridotto a circa 100 millisecondi.

Per i sincrotroni un’altra possibilità è presentata da G. K raft el al. in US 2013/0092839, “Particle beam generating device”: assorbitori mobili sono usati per cambiare l'energia in gradini successivi. Il tempo necessario è di nuovo dell'ordine di circa 100 milliseconds.

I linac per protoni producono impulsi lunghi circa 2-5 microsecondi che sono separati da un intervallo di tempo mille volte più lungo durante il quale non c’è fascio, giacché i tipici tassi di ripetizione degli impulsi sono circa 200-400 Hz. La speciale caratteristica dei linacs (descritta in U. Amaldi, S. Braccini, P. Puggioni “High Frequency Linacs for Hadron Therapy”, Rev. Acc. Sci. Tech., V ol.2, 2009, 111-131) è che agendo sulla potenza in entrata e sulla fase dei klystron che alimentano i moduli acceleranti, separati e successivi, l’energia può essere variata in circa 2 millisecondi. Questo metodo per variare l'energia del fascio, essendo controllato elettronicamente, è molto più affidabile rispetto a quelli che usano assorbitori di energia mossi meccanicamente. Inoltre, secondo il rateo di ripetizione (200-400 Hz) il tempo necessario per cambiare l'energia e il numero di protoni per impulso è nell’intervallo 2.5-5 millisecondi, più di 10 volte più breve di quanto è necessario quando i protoni e altre particelle nucleari sono accelerati da (sincro) ciclotroni o sincrotroni.

Tipicamente una linea di fascio è utilizzata per guidare le particelle dalla sezione acceleratore al DDS, o ad altre sezioni d’uscita del dispositivo di radioterapia. US817 3981B2 descrive una struttura a Campo Fisso e Gradiente A lternato (in inglese Fixed Field Alternating Gradien = FFAG) che usa magneti permanenti e che può essere usato come linea di fascio oppure testata con una grande accettanza dell’energia. Questa struttura può efficientemente trasmettere fasci che differiscono del 10% e più. W. Wan et al, “Alternating-gradient canted cosine theta superconducting magnets for future proton gantries”, Phys.

Rev. ST Accel. Beams, V ol 18/10 (2015) 103501, descrive una soluzione che comprende magneti superconduttori. Quest’ultima soluzione è stata migliorata da 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 fornisce anche una grande accettanza di energia. Comunque, entrambe le soluzioni sono difficili da costruire e sono costose. Il documento US 15542383 presenta il disegno di magneti superconduttori corrispondenti.

Esposizione e compito dell’invenzione

Si presentano qui linee di fascio (detta anche “linee di trasporto del fascio” e “canali magnetici”) fatte di elementi elettrici e magnetici come magneti deflettenti e quadrupoli, che collegano un acceleratore di protoni a un Sistema di Distribuzione della Dose (DDS) con scopi terapeutici e palliativi per trattare i tumori e altre patologie che traggono vantaggio dalla radioterapia, per esempio malformazioni arterovenose e altre malformazioni arteriose localizzate, aritmie cardiache, denervazioni renali, eccetera. Gli elementi magnetici sono tipicamente degli elettromagneti.

La linea di fascio può essere parte di una testata oppure essere una linea di fascio fissa.

A lcuni degli elementi magnetici della linea di fascio, per esempio i dipoli o i quadrupoli, sono collegati ad alimentazioni elettriche rapidamente variabili, in particolare ad alimentatori a 2-quadranti e/o a 4-quadranti, tali che il fascio di protoni è trasportato e tenuto focalizzato quando, in meno di 50 ms, in particolare nell’intervallo tra 0.1 ms e 50 ms, l'energia del fascio è diminuita o aumentata. Il cambiamento attuale può essere compreso in un intervallo frazionario che va dal circa ±1% al circa ±10% dei loro valori, ma questo intervallo può anche aumentare. La variazione rapida dell'energia implica che il beam-spot può esser mosso, in meno di 50 millisecondi, in avanti e indietro di molti millimetri, e perfino centimetri.

Questa caratteristica è particolarmente importante quando un dispositivo di monitoraggio individua on-line i movimenti tridimensionali del bersaglio nel corpo del paziente (dovuti alla respirazione, al battito cardiaco e ad altri movimenti del corpo) e il Sistema di Controllo del Complesso acceleratore-linea di fascio-DDS applica un sistema di feedback tridimensionale per seguire il bersaglio, senza interrompere l’irradiazione, effettuando in questo modo quanto può chiamarsi una “Terapia Adattiva e V eloce con Scansione a Spot”(in inglese “Fast Adaptive Spot Scannig Therapy”- FASST). L’invenzione qui presentata è importante per la tecnica più avanzata di irradiamento dei bersagli in movimento chiamata “tracciamento del tumore” (in inglese “tumour tracking”). Essa può anche essere usata per correggere nel caso di un movimento improvviso del paziente.

La presente invenzione descrive linee di fascio – che guidano le particelle da un acceleratore per terapia con fasci di protoni a un DDS – nelle quali almeno un elemento magnetico è collegato a un alimentatore o a 2-quadranti o a 4-quadranti producendo nell’elemento una corrente, cioè un campo magnetico, che può essere variato dal Sistema di Controllo in meno di circa 50 millisecondi. Per raggiungere tali brevi tempi le induttanze delle bobine alimentate sono adattate ai bisogni.

L 'invenzione si applica ad acceleratori che possono rapidamente variare l'energia del beam-spot – cioè rapidamente variare la posizione del picco di Bragg dentro il bersaglio – ed è di particolare vantaggio quando un dispositivo di misurazione della posizione individua, durante un’irradiazione, la necessità di una regolazione longitudinale del percorso (cioè dell’energia) del fascio. Il sistema di feedback longitudinale si può facilmente combinare con il sistema di feedback bidimensionale trasversale e trasformandolo a tutti gli effetti in un “sistema di feedback tridimensionale”.

Ulteriori sviluppi sono derivabili dalle rivendicazioni dipendenti.

In una realizzazione particolarmente vantaggiosa il tracciamento longitudinale rapido del tumore secondo l'invenzione può esser combinato con una riscansione o ripennellatura, per esempio con scansioni ripetute 5 volte. Questa combinazione offre il miglior metodo per irradiare accuratamente un bersaglio mobile.

Comunque l'invenzione può anche esser usata ogni qual volta l'energia del fascio è cambiata rapidamente e può risultare in tempi di trattamento più brevi. Questo perché utilizzando alimentazioni rapide a 2- e/o 4-quadranti, gli elementi magnetici nella linea di fascio sono capaci di adattarsi più rapidamente ai cambiamenti di energia nel fascio.

Per seguire l'energia di un fascio usato in terapia con protoni la presente invenzione modifica le proprietà focalizzanti e curvanti di una linea di fascio utilizzando alimentazioni elettriche a 2 e/o a 4-quadranti che variano rapidamente, per esempio lavorando con il ben noto metodo “a commutazione” (“in inglese “switch-mode”). In questo periodo le variazioni frazionarie di corrente di tali alimentazioni elettriche rapide hanno un limite approssimativo del ± 10% circa e questo determina il limite citato sopra. Comunque questa banda di variazione, che può aumentare, è più che sufficiente per il tracciamento tridimensionale di un bersaglio.

I cambiamenti rapidi delle correnti, che alimentano gli elementi magnetici interessati, sono preferibilmente sincrone e causano piccole perdite di protoni lungo la linea di fascio, preferibilmente perdite di meno del 10%. Per di più le FWHM trasversali del beam-spot nel bersaglio devono variare di meno del In conclusione, una linea di fascio con una grande accettanza di energia non è richiesta, perché quando gli elettromagneti della linea di fascio sono alimentati da un’alimentazione rapida a 2-quadranti o a 4-quadranti la linea di fascio può trasmettere efficientemente fasci di energia variabile.

Descrizione dettagliata delle realizzazioni preferite

Nella realizzazione, mostrata in Fig. 2, l'acceleratore è un linac per protoni a 230 MeV e le correnti di tutti gli elementi magnetici di una linea di fascio 1 orizzontale (4 quadrupoli) e la linea di fascio rotante 2 (6 quadrupoli e 4 magneti flettenti) sono connessi ad alimentatori a commutazione a 2-quadranti che possono variare le loro correnti di non più del ± 10% in tempi più brevi di 2 millisecondi.

In altre realizzazioni e per alcuni magneti può essere conveniente usare alimentatori a 4 quadranti. La ragione è che i campi magnetici dei magneti deflettenti non invertono mai il segno di modo che per essi le alimentazioni a 2-quadranti sono sufficienti. Invece potrebbe avvenire che, variando l'energia del fascio, i campi in alcuni quadrupoli debbano esser invertiti; in tali casi sono necessarie alimentatori a 4-quadranti. Questo non è il caso per i quadrupoli della realizzazione della Fig. 2.

I componenti principali del sistema, che trasporta protoni con E(max) = 230 MeV , sono:

1. l'ultima parte di “linea di fascio orizzontale”, che è lunga 4 m e guida il fascio dalla fine del linac per protoni al punto di accoppiamento.;

2. il “punto di accoppiamento” C.P. tra la camera a vuoto fissa e la camera a vuoto rotante;

3. la “linea di fascio rotante” (di solito chiamata “testata”) che è lunga circa 8 m, e i suoi elementi magnetici;

4. i “quadrupoli standard” QA, QB, QC e QD che formano l'ultima parte della linea di fascio;

5. il “dispositivo di smaltimento del fascio”, in inglese “beam dump”;

6. i “quadrupoli standard” Q1, Q2 … .Q5 montati sulla testata rotante;

7. i “magneti di deflessione a 30 gradi” BM1 e BM2, con un campo magnetico massimo B (max) = 1.6 tesla;

8. i “magneti di deflessione a 75 gradi” BM3 e BM4il quadrupo, con un campo magnetico massimo B (max) = 1.6 tesla;

9. il “quadrupolo a grande apertura” Q6;

10. il “Sistema di Distribuzione della Dose” DDS.

11. il “magnete di scansione” SMx, che deflette il fascio nella direzione dell’asse x;

12. il “magnete di scansione” SMy, che deflette il fascio nella direzione dell’asse y;

13. i “monitor del fascio”.

Una realizzazione più semplice è mostrata in Fig. 3, dove 14 è una linea di fascio orizzontale e 15 un DDS orizzontale

Nella realizzazione della Fig. 2 emittanze del fascio di protoni sono piccole e perciò i magneti hanno piccoli intraferro: 40 mm per i quadrupoli standard e 30 mm per i magneti deflettenti. I magneti sono molto più leggeri che in altre testate rotanti esistenti. Inoltre sono parte integrante della struttura di sostegno cosicché il peso totale della testata (con tutti i suoi elementi) è di soltanto 25 tonnellate. L’intero sistema può essere fissato alla parete schermante della sala di trattamento.

Il sistema della Fig. 2 funziona a 200 Hz, cioè la sua energia può essere varia a volontà ogni 5 millisecondi. Le massime variazioni percentuali massime dei campi magnetici nei magneti deflettenti BM1, BM2, BM3 e BM4 sono state calcolate dalla relazione sopra riportata chiedendo che, a ogni energia, la profondità del picco di Bragg possa essere mossa avanti e indietro di due volte la sua larghezza Wd. Con la detta equazione approssimata la massima variazione di percorso è

Questo deve esser ottenuto in pochi millisecondi variando le correnti che circolano nelle bobine dei magneti deflettenti.

Nella colonna C2 della Tabella 1 sono elencate le energie corrispondente ai percorsi della colonna C1, secondo la prima equazione citata sopra. Le variazioni massime di percorso ΔR (max) sono elencate nella colonna 4 della Tabella 1. L 'ultima colonna dà le variazioni massime dei campi nei magneti deflettenti che danno le variazioni di percorso ΔR(max) della colonna C4.

Tabella 1

Quando l'energia dei protoni aumenta da 70 MeV a 230 MeV le variazioni percentuali dei campi nei magneti deflettenti diminuiscono da circa ± 5% a circa ± 2% senza mai cambiare di direzione. In questo caso si possono usare alimentatori a 2-quadranti.

Calcoli di dinamica del fascio mostrano che anche nei quadrupoli i campi magnetici non cambiano segno, cosicché per la realizzazione della Fig. 2 sono sufficienti alimentatori a 2-quadranti. La stessa affermazione è valida per la realizzazione della Fig. 3.

Dalla descrizione soprastante è rilevabile che con l’insegnamento 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

R ivendicazioni 1. Una linea di fascio per un acceleratore di protoni, disposta per guidare il fascio di protoni dall'acceleratore a un sistema di distribuzione della dose, in cui l'acceleratore, la linea di fascio per protoni e il sistema di distribuzione della dose sono organizzati per essere controllabili da un Sistema di Controllo, e in cui la linea di fascio comprende una pluralità di elementi elettromagnetici, caratterizzata dal fatto che almeno uno di questi elementi elettromagnetici è collegato a un alimentatore o a 2-quadranti oppure a 4-quadranti predisposto per produrre una corrente che può essere variata dal Sistema di Controllo in meno di 50 millisecondi in modo che, quando l'energia del fascio viene cambiata per muovere il beam-spot lungo la direzione del fascio, questo sia mantenuto focalizzato sul bersaglio con perdite lungo la linea di fascio e il sistema di distribuzione della dose non maggiori del 10% e variazioni delle Larghezze Totali trasversali a Metà Altezza del beam- spot del fascio non maggiori del 10%.
2. Una linea di fascio secondo la rivendicazione 1 per un acceleratore di ioni, con carica elettrica Z tra 2 e 10 e numero A di massa tra 4 e 20, disposta per guidare il fascio di ioni dall'acceleratore a un sistema di distribuzione della dose, in cui l'acceleratore, la linea di fascio e il sistema di distribuzione della dose sono organizzati per essere controllabili da un Sistema di Controllo, e in cui la linea di fascio comprende una pluralità di elementi elettromagnetici, caratterizzata dal fatto che almeno uno di questi elementi elettromagnetici è collegato a un alimentatore o a 2-quadranti oppure a 4-quadranti predisposto per produrre una corrente che può essere variata dal Sistema di Controllo in meno di 50 millisecondi in modo che, quando l'energia del fascio viene cambiata per muovere il beam-spot lungo la direzione del fascio, questo sia mantenuto focalizzato sul bersaglio con perdite lungo la linea di fascio e il sistema di distribuzione della dose non maggiori del 10% e variazioni delle Larghezze Totali trasversali a Metà A ltezza del beam- spot del fascio non maggiori del 10%.
3. Linea di fascio secondo le rivendicazioni 1 o 2, caratterizzata dal fatto che l'acceleratore è un linac per ioni.
4. Linea di fascio secondo le rivendicazioni 1 o 2, caratterizzata dal fatto che l'acceleratore è un sincrotrone per ioni, o superconduttore oppure a temperatura ambiente.
5. Linea di fascio secondo le rivendicazioni 1 o 2, caratterizzata dal fatto che l'acceleratore è o un ciclotrone o un sincrociclotrone.
6. Un sistema di radioterapia che include la linea di fascio secondo le rivendicazioni 1 o 2.