MX2010012716A - Metodo y aparato de rayos x usados en conjunto con un sistema de terapia contra el cancer mediante particulas cargadas. - Google Patents

Abstract

La invención comprende un método y aparato para rayos X utilizado junto con terapia de radiación de partículas cargadas para tumores cancerosos; el sistema utiliza un haz de rayos X que se encuentra sustancialmente en la misma ruta que una ruta del haz de partículas cargadas de un sistema de terapia de haz de partículas para el cáncer, tiene una duración más prolongada y/o que se sincroniza con la respiración del paciente; el sistema crea un haz que alcanza una fuente de generación de rayos X, en donde la fuente de generación de rayos X se ubica próxima a la ruta del haz de protones; al generar los rayos X cerca de la ruta del haz de protones, se crea una ruta de rayos X que en esencia es la ruta del haz de protones; al usar los rayos X generados, el sistema recolecta imágenes de rayos X de una región de tejido corporal localizada alrededor de un tumor canceroso, cuyas imágenes son utilizables para el ajuste fino de la alineación del cuerpo en relación con la ruta del haz de protones y/o para controlar la ruta del haz de protones para enfocarse de manera exacta y precisa en el tumor.

Description

METODO Y APARATO DE RAYOS X USADOS EN CONJUNTO CON UN SISTEMA DE TERAPIA CONTRA EL CÁNCER MEDIANTE PARTÍCULAS CARGADAS i REFERENCIA CRUZADA i j Esta solicitud reclama el beneficio de: La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/055, 3j95 presentada el 22 de mayo de 2008; i La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/137,574 presentada el 01 de agosto de 2008; i La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/192,245 presentada el miércoles, 17 de septiembre de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/055,409 i presentada el 22 de mayo de 2008; ! La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/203,308 presentada el lunes, 22 de diciembre de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/188,407 presentada el lunes, 11 de agosto de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/209,529 i presentada el lunes, 09 de marzo de 2009; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/188,406 presentada el lunes, 11 de agosto de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/189,815 presentada el lunes, 25 de agosto de 2008; i La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/208,182 presentada el lunes, 23 de febrero de 2009; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/201 ,731 presentada el lunes, 15 de diciembre de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/208,971 presentada el martes, 03 de marzo de 2009; i La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/205,362 presentada el lunes, 12 de enero de 2009; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/134,717 presentada el lunes, 14 de julio de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/134,707 presentada el lunes, 14 de julio de 2008; ! La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/201 ,732 ¡ presentada el lunes, 15 de diciembre de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/198,509 presentada el viernes, 07 de noviembre de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/134,718 presentada el lunes, 14 de julio de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/190,613 presentada el martes, 02 de septiembre de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/191 ,043 presentada el lunes, 08 de septiembre de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/192,237 i presentada el 17 de septiembre de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/201 ,728 presentada 'el lunes, 15 de diciembre de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/190,546 presentada el 2 de septiembre de 2008; la solicitud de patente provisional dé E.U.A. no. 61/189,017presentada el 15 de agosto de 2008; ! La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/198,248 presentada el miércoles, 05 de noviembre de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/198,508 presentada el viernes, 07 de noviembre de 2008; i La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/197,971 presentada el lunes, 03 de noviembre de 2008; j La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/199,405 presentada el lunes, 17 de noviembre de 2008; La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/199,403 presentada el lunes, 17 de noviembre de 2008; ! La solicitud de patente provisional de E.U.A. no. 61/199,404 presentada el lunes, 17 de noviembre de 2008; y reclama prioridad a lá solicitud de patente de PCT no. PCT/RU2009/00015, "Multi-Field Charged Particle Cáncer Therapy Method and Apparatus", presentada el 4 de marzo dé 2009; las cuales están incoporadas a la presente en su totalidad a manera de referencia.

I I I CAMPO DE LA INVENCION I Esta invención se refiere generalmente al tratamiento de cánceres sólidos. Más particularmente, la invención se refiere a un método y aparato de rayos X usados en conjunto con un tratamiento de radiación de tumores cancerosos. i ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN Cáncer Un tumor es una masa de tejido anormal. Los tumores son tanto i i benignos como malignos. Un tumor benigno crece localmente, pero no sje disemina a otras partes del cuerpo. Los tumores benignos causan problemas debido a su propagación, ya que presionan y desplazan a tejidos normales.

Los tumores benignos son peligrosos en lugares reducidos tal como el cráneo. Un tumor maligno es capaz de invadir otras regiones del cuerpo. La metástasis es cáncer que se disemina al invadir tejido normal y que sé propaga a tejidos lejanos. j Tratamiento contra el cáncer Existen varias y diferentes formas de terapias de radiación para el tratamiento contra el cáncer que incluyen: braquiterapia, terapia tradicional de rayos X electromagnéticos y terapia de protones. Los sistemas de terapia de protones generalmente incluyen: un generador de haces, un acelerador y un sistema de transporte de haces para mover los protones acelerados resultantes a una pluralidad de lugares de tratamiento donde los protones se suministran a un tumor en el cuerpo del paciente. ; I La terapia de protones funciona al aspirar partículas ionizantes energéticas, tales como protones acelerados con un acelerador de protones en un tumor objetivo. Estas partículas dañan el ADN de las células, a la larga causando su muerte. Debido a su alta velocidad de división y su reducida capacidad de reparar el ADN dañado, las células cancerosas son particularmente vulnerables para atacar sobre su ADN. \ j Terapia contra el cáncer mediante partículas cargadas Las patentes relacionadas con la presente invención se resumen aquí. i Sistema de terapia mediante haces de protones I F. Colé, et. al. de Loma Linda University Medical Center "Multí- Station Protón Beam Therapy System", patente de E.U.A. no. 4,870,287 (26 de septiembre de 1989) describe un sistema de terapia mediante haces dé I i i protones para generar de manera selectiva y transportar haces de protones de una sola fuente de protones y un ½, 1 , 2, 3 ó 4 mm a un sitio de tratamiento seleccionado de una pluralidad de lugares de tratamiento de pacientes. i Acelerador/Sincrotrón ! I S. Peggs, et. al. "Rapid Cycling Medical Synchrotron and Beam Delivery System", patente de E.U.A. no. 7,432,516 (7 de octubre de 2008) i describe un sincrotrón que tiene imanes de función combinada y un acelerador de cavidad de radio frecuencia (RF, por sus siglas en inglés). Lqs imanes de función combinada funcionan para doblar primero el haz de partículas a lo largo de la trayectoria de órbita y segundo enfocar el haz de partículas. El acelerador de cavidad de RF es una cavidad cargada con ferrita adaptada para giros de frecuencia de alta velocidad para la aceleración de partícula de ciclo rápido.

H. Tanaka, et. al. "Charged Particle Accelerator", patente de E.U.A. no. 7,259,529 (21 de agosto de 2007) describe un acelerador de partículas cargadas que tiene un procedimiento de aceleración de dos periodos con un campo magnético fijo aplicado en el primer periodo y un i segundo periodo de aceleración gradual para proveer aceleración de energía alta de las partículas cargadas. , T. Haberer, et. al. "Ion Beam Therapy System and a Method for Operating the System", patente de E.U.A. no. 6,683,318 (27 de enero de 2004) describe un sistema de terapia con haz de iones y método para operar I el sistema. El sistema con haz de iones utiliza un soporte que tiene un sistema de deflexión vertical y un sistema de deflexión horizontal colocado antes de un i último imán de doblez que resulta en un modo de de exploración paralelo quje resulta de un efecto de concentración de borde. J í V. Kulish, et. al. "Inductional Undulative EH-Accelerator", patent de E.U.A.no. 6,433,494 (13 de agosto de 2002) describe un acelerador ondulatorio inductivo EH para la aceleración de haces de partículas cargadas. El dispositivo consiste en un sistema ondulatorio electromagnético, cuy sistema de impulso para electroimanes está hecho en la forma de un osciladór de radio frecuencia (RF) que opera en la escala de frecuencia dé aproximadamente 100 KHz a 10 GHz. j K. Saito, et. al. "Radio-Frequency Accelerating System and Ring Type Accelerator Provided with the Same", patente de E.U.A. no. 5,917.293 (29 de junio de 1999) describe un sistema de aceleración de radio frecuencia i que tiene una antena de bucle acoplada a un grupo principal magnético y medios de ajuste de impedancia conectados a la antena de bucle. Un voltaje relativamente bajo se aplica a los medios de ajuste de impedancia permitiendp i una construcción pequeña de los medios de ajuste. i ! i J. Hirota, et. al. "Ion Beam Accelerating Device Having Separately Excited Magnetic Cores", patente de E.U.A. no. 5,661 ,366 (26 de ! agosto de1997) describe un dispositivo de aceleración de haz de iones que tiene una de unidades inductoras de campos magnéticos de alta frecuencia y núcleos magnéticos. ' J. Hirota, et. al. "Acceleration Device for Charged Partióles", patente de E.U.A. no. 5,168,241 (1 de diciembre de 1992) describe una cavidad de aceleración que tiene una fuente de energía de alta frecuencia y un conductor en bucle que opera bajo un control que se combina para controlar una constante de acoplamiento y/o transmisión que permite el desajuste de energía más eficientemente a las partículas. · i Extracción ; T. Nakanishi, et. al. "Method of Operating the Particle Beam Radiation Therapy System", patente de E.U.A. no. 7,122,978 (17 de octubre de 2006) describe un acelerador de haces de partículas cargadas que tiene una unidad de RF-KO para aumentar la amplitud de la oscilación de los betatrones de un haz de partículas cargadas dentro de una región estable de resonancia y una unidad de electroimán cuadrupolo de extracción para variar una región estable de resonancia. La unidad de RF-KO se opera dentro dé escala de frecuencia en la que el haz de circulación no va más allá de un límite de región de resonancia estable y el electroimán cuadrupolo de extracción se opera dentro del tiempo requerido para la extracción de haces.

T. Haberer, et. al. "Method and Device for Controlling a Beam Extraction Ráster Sean Irradiation Device for Heavy lons or Protons", patenté de E.U.A. no. 7,091 ,478 (15 de agosto de 2006) describe un método para controlar la extracción de haces en términos de energía del haz, enfoque del haz e intensidad del haz para cada ciclo del acelerador. ; K. Hiramoto, et. al. "Accelerator and Medical System and Operating Method of the Same", patente de E.U.A. no. 6,472,834 (29 de octubre de 2002) describe un acelerador tipo cíclico que tiene un electroimán de deflexión y electroimanes de cuatro polos para hacer que un haz de partículas cargadas circule, un electroimán de múltiples polos para generar un límite de estabilidad de resonancia de oscilación de betatrones y una fuente de alta frecuencia para aplicar un campo electromagnético de alta frecuencia al haz para mover el haz afuera del límite de estabilidad. La fuente de alta frecuencia genera una señal total de una pluralidad de señales de corriente alterna (CA) cuyas frecuencias instantáneas cambian con respecto al tiempo y cuyos valores promedio de las frecuencias instantáneas con respecto a tiempo son diferentes. El sistema aplica la señal total mediante los electrodos al haz.

K. Hiramoto, et. al. "Synchrotron Type Accelerator and Medical Treatment System Employing the Same", patente de E.U.A. no. 6,087,670 (11 de julio de 2000) y K. Hiramoto, et. al. "Synchrotron Type Accelerator and Medical Treatment System Employing the Same", patente de E.U.A. nó. 6,008,499 (28 de diciembre de 1999) describe un acelerador de sincrotrón que tiene una unidad de aplicación de alta frecuencia dispuesta sobre una órbita de circulación para aplicar un campo electromagnético de alta frecuencia a un haz de partículas cargadas y para aumentar la amplitud de oscilación de betatrones del haz de partícula a un nivel sobre un límite de estabilidad de resonancia. Además, para la extracción de haces, se disponen electroimanes de divergencia de cuatro polos: (1) de manera descendente con respecto a un primer deflector; (2) de manera ascendente con respecto a un electroimán de deflexión; (3) de manera descendente con respecto al electroimán de deflexión; y (4) de manera ascendente con respecto a un segundo deflector. ¡ K. Hiramoto, et. al. "Circular Accelerator and Method and Apparatus for Extracting Charged-Particle Beam in Circular Accelerator^, i patente de E.U.A. no. 5,363,008 (8 de noviembre de 1994) describe un acelerador circular para extraer un haz de partículas cargadas que esta colocado para: (1) aumentar el desplazamiento de un haz por medio del efecto de la resonancia de oscilación de betatrones: (2) aumentar la amplitud dé oscilación de betatrones de las partículas, las cuales tienen una oscilación de betatrones inicial dentro del límite de estabilidad para la resonancia; y (3) exceder el límite de estabilidad de resonancia con lo cual extrae las partículas i que exceden el límite de estabilidad de la resonancia.

K. Hiramoto, et. al. "Method of Extracting Charged Particles from Accelerator, and Accelerator Capable Carrying Out the Method, by Shifting Particle Orbit", patente de E.U.A. no. 5,285,166 (8 de febrero de 1994) describe un método de extracción de un haz de partículas cargadas. Una i órbita de equilibrio de partículas cargadas mantenidas por un imán de doblez e imanes que tienen componentes de múltiples polos mayores a los i componentes séxtuples se cambia mediante un elemento constituyente del acelerador diferente a esos imanes para cambiar el ajuste de las partículas cargadas.

Control de transporte/de exploración K. Matsuda, et. al. "Partióle Beam Irradiation Apparatus, Treatment Planning Unit, and Partióle Beam Irradiation Method", patente de I E.U.A. no 7,227,161 (5 de junio de 2007); K. Matsuda, et. al. "Partióle Beam i Irradiation Treatment Planning Unit, and Partióle Beam Irradiation Method", patente de E.U.A. no. 7,122,811 (17 de octubre de 2006); y K. Matsuda, et. a).

I "Particle Beam Irradiation Apparatus, Treatment Planning Unit, and Particle Beam Irradiation Method" (5 de septiembre de 2006) cada una describe un aparato de radiación de haces de partículas que tiene un controlador de de exploración que detiene la salida de un haz de iones, cambia la posición de radiación mediante el control de los electroimanes de de exploración y vuelv a iniciar el tratamiento con base en la información de planificación de tratamiento. ! T. Norimine, et. al. "Particle Therapy System Apparatus", patenté de E.U.A. números: 7,060,997 (13 de junio de 2006); T. Norimine, et. aj. "Particle Therapy System Apparatus", 6,936,832 (30 de agosto de 2005); y f . Norimine, et. al. "Particle Therapy System Apparatus", 6,774,383 (10 dé agosto de 2004) cada una describe un sistema de terapia con partículas qué tiene un primer imán de dirección y un segundo imán de dirección dispuesto en una trayectoria de haces de partículas cargadas después de que un sincrotrón se controla por medio de un primer y segundo monitores de posición de haces.

K. Moriyama, et. al. "Particle Beam Therapy System", U.S. patente de E.U.A. 7,012,267 (14 de marzo de 2006) describe una entrada manual a una señal lista que indica que las preparaciones están terminadas para el transporte del haz de iones a un paciente.

¡ H. Harada, et. al. "Irradiation Apparatus and Irradiation Method", U.S. patente de E.U.A. 6,984,835 (10 de enero de 2006) describe un método de radiación que tiene un campo de radiación grande capaz de la distribución uniforme de dosis, sin desempeño de resistencia de un dispositivo de campo de radiación, utilizando un controlador de posición que tiene un área de superposición formada por una pluralidad de radiaciones mediante el uso de un colimador multiláminas. El sistema provee una distribución de dosis fija y uniforme sobre una superficie entera de un objetivo.

H. Akiyama, et. al. "Charged Particle Beam Irradiation Equipment Having Scanning Electromagnet Power Supplies", patente de E.U.A. U.S. no. 6,903,351 (7 de junio de 2005); H. Akiyama, et. al. "Charged Particle Beam Irradiation Equipment Having Scanning Electromagnet Power Supplies!', patente de E.U.A. no. 6,900,436 (31 de mayo de 2005) y H. Akiyama, et. al. "Charged Particle Beam Irradiation Equipment Having Scanning Electromagnet Power Supplies", patente de E.U.A. no. 6,881 ,970 (19 de abril de 2005) toda describe un suministro de energía para aplicar un voltaje a un electroimán de de exploración para desviar un haz de partículas cargadas y un segundo suministro de energía sin un componente pulsante para controlar el electroimán de de exploración más precisamente permitiendo la radiación uniforme del objeto de radiación.

K. Amemiya, et. al. "Accelerator System and Medical Accelerator Facility", patente de E.U.A. no. 6,800,866 (5 de octubre de 2004) describe un sistema de acelerador que tiene una escala amplia de corriente de control de I haces de iones capaz de operar con consumo de baja energía y que tiene uh intervalo de mantenimiento largo.

A. Dolinskii, et. al. "Gantry with an lon-Optical System", patente de E.U.A. no. 6,476,403 (5 de noviembre de 2002) describe un soporte para un sistema óptico con iones que comprende una fuente de iones y tres imanes de doblez para desviar un haz de iones sobre un eje de rotación. Sé proporcionó una pluralidad de cuadrupolos a lo largo de la trayectoria del haz para crear un transporte de haces acromáticos y un haz de iones coh diferentes emitancias en los planos horizontal y vertical. Además, sé proporcionaron dos imanes de de exploración entre el segundo y el terceY imanes de doblez para dirigir el haz.

H. Akiyama, et. al. "Charged Particle Beam Irradiation i Apparatus", patente de E.U.A. no. 6,218,675 (17 de abril de 2001) describe un aparato de radiación de haces de partículas cargadas para irradiar un objetivó con un haz de partículas cargadas que incluye una pluralidad dé electroimanes de de exploración y un cuadrupolo entre dos de la pluralidad de electroimanes de de exploración.

K. Matsuda, et. al. "Charged Particle Beam Irradiation Systerh and Method Thereof, patente de E.U.A. 6,087,672 (11 de julio de 2000) descnbe un sistema de radiación de haces de partículas cargadas que tienie j un filtro rígido con elementos de protección para proteger una parte del haz de partículas cargadas en un área correspondiente a una región delgada en el objetivo.

P. Young, et. al. "Ráster Sean Control System for a Charged-Particle Beam", patente de E.U.A. no. 5,017,789 (21 de mayo de 1991) describe un sistema de control de de exploración de trama para uso con un sistema de suministro de haces de partículas cargadas que incluye una boquilla a través dé la cual pasa un haz de partículas cargadas. La boquilla i incluye un generador de tramas programable y los imanes de de exploración de rastreo tanto rápidos como lentos que cooperan para generar un campo magnético de rastreo que carga el haz a lo largo de un patrón de dé exploración de rastreo deseado en un objetivo. j Energía/Intensidad del haz M. Yanagisawa, et. al. "Charged Particle Therapy System, Rangé Modulation Wheel Device, and Method of Installing Range Modulation Wheel Device", patente de E.U.A. no. 7,355,189 (8 de abril de 2008) y Yanagisawa, et. al. "Charged Particle Therapy System, Range Modulation Wheel Device, and Method of Installing Range Modulation Wheel Device", patente de E.U.Á. no. 7,053,389 (30 de mayo de 2008) describen un sistema de terapia coñ partículas que tiene una rueda de modulación de escalas. El haz de iones pasa a través de la rueda de modulación de escalas resultando en una pluralidad de niveles de energía correspondiente a una pluralidad de espesores escalonados de la rueda de modulación de escalas. 1 M. Yanagisawa, et. al. "Particle Beam Irradiation System ana" Method of Adjusting Irradiation Apparatus", patente de E.U.A. no. 7,297,967 (20 de noviembre de 2007); M. Yanagisawa, et. al. "Particle Beam Irradiation System and Method of Adjusting Irradiation Apparatus", patente de E.U.A. no. 7,071 ,479 (4 de julio de 2006); M. Yanagisawa, et. al. "Particle Beam Irradiation System and Method of Adjusting Irradiation Apparatus", patente de E.U.A. no. 7,026,636 (11 de abril de 2006); M. Yanagisawa, et. al. "Particle Beam Irradiation System and Method of Adjusting Irradiation Apparatus'', patente de E.U.A. no. 6,777,700 (17 de agosto de 2004) describen uh dispositivo de dispersión, un dispositivo de ajuste de escala y un dispositivo de propagación de picos. El dispositivo de dispersión y el dispositivo de ajuste dé escalas están combinados juntos y se mueven a lo largo de un eje de hace$. El dispositivo de propagación se mueve de manera independiente a lo largó del eje para ajustar el grado de dispersión del haz de iones. El dispositivo combinado aumenta el grado de uniformidad de la distribución de dosis dé radiación a un tejido enfermo.

A. Sliski, et. al. "Programmable Particle Scatterer for Radiatiop Therapy Beam Formation", patente de E.U.A. no. 7,208,748 (24 de abril dé 2007) describe una longitud de trayectoria programabie de un fluido colocado en un haz de partículas para modular el ángulo de dispersión y la escala del haz de una manera predeterminada. El dispersador de haces de partículas i cargadas/modulador de escalas comprende un depósito de fluidos que tiene paredes opuestas en una trayectoria de haces de partícula y un accionaddr para ajustar la distancia entre las paredes del depósito de fluidos bajo control i de un controlador programable para crear un pico Bragg de propagación a una profundidad predeterminada en un tejido. La dispersión de haces y la modulación se ajusta de manera continua y dinámica durante el tratamiento i de un tumor para depositar una dosis en un volumen tridimensional i predeterminado objetivo.

M. Tadokoro, et. al. "Particle Therapy System", patente de E.U.A. no. 7,247,869 (24 de julio de 2007) y patente de E.U.A. no. 7,154,108 (26 de diciembre de 2006) cada una describe un sistema de terapia mediante i partículas capaz de medir la energía de un haz de partículas cargadas durante i la radiación de un tejido canceroso. El sistema incluye un conducto de haces entre un par de colimadores, un detector de energía y una unidad dé procesamiento de señales.

G. Kraft, et. al. "Ion Beam Scanner System and Operating Method", patente de E.U.A. no. 6,891 ,177 (10 de mayo 2005) describe un sistema de de exploración de haces de iones que tiene un sistema de alineación mecánica para que el volumen objetivo se explore permitiendo la modulación de profundidad del haz de iones por medio de un motor lineal y el desplazamiento transversal de los medios de absorción de energía resultando í I en un escaneo escalonado de profundidad de los elementos de volumen de un volumen objetivo.

G. Hartmann, et. al. "Method for Operating an Ion Beam Therapy System by Monitoring the Distribution of the Radiation Dose", patente de E.U.A. no. 6,736,831 (18 de mayo 18 de 2004) describe un método para la operación de un sistema de terapia mediante haces de iones que tiene un escáner de rejilla que irradia y escanea un área que rodea un isocentro. Tanto la distribución de dosis de profundidad como la distribución de dosis transversal del dispositivo de escáner de rejilla en varias posiciones en la región del isoscentro se miden y evalúan.

Y. Jongen "Method for Treating a Target Volume with a Particle Beam and Device Implementing Same", patente de E.U.A. no. 6,717,162 (6 de abril de 2004) describe un método de producción de un haz de partículas un punto estrecho dirigido hacia un volumen objetivo, caracterizado porque la velocidad de rastreo y la intensidad de haces de partículas varían simultáneamente.

G. Kraft, et. al. "Device for Irradiating a Tumor Tissue", patente de E.U.A. no. 6,710,362 (23 de marzo de 2004) describe un método y aparató de radiación de un tejido tumoral, donde el aparato tiene un dispositivo de frenado de iones activado electromagnéticamente en la trayectoria de haces de protones para la adaptación en cuanto a la profundidad del haz con protones que ajusta tanto la dirección del haz con iones como el alcance del haz con iones. ; I K. Matsuda, et. al. "Charged Particle Beam Irradiation I Apparatus", patente de E.U.A. no. 6,617,598 (9 de septiembre de 2003) i describe un aparato de radiación de haces con partícula cargada que aumenta el ancho en una dirección de profundidad de un pico Bragg al pasar el pido Bragg a través de un dispositivo de alargamiento que contiene componentes I de haz con tres iones que tiene diferentes energías producidas de acuerdo con la diferencia entre las posiciones pasadas de cada uno de los elementds t H. Akiyama, et. al. "Charged-Particle Beam Irradiation Metho'd and System", patente de E.U.A. no. 6,433,349 (13 de agosto de 2002) y i Akiyama, et. al. "Charged-Particle Beam Irradiation Method and System , patente de E.U.A. no. 6,265,837 (24 de julio de 2001) ambas describen un sistema de radiación de haces de partículas cargadas que incluye un I I cambiador para cambiar energía de la partícula y un controlador de intensidad para controla una intensidad de un haz de partículas cargadas.

¡ Y. Pu "Charged Particle Beam Irradiation Apparatus and Method of Irradiation with Charged Particle Beam", patente de E.U.A. no. 6,034,377 (7 de marzo de 2000) describe un aparato de radiación de haces de partículas cargadas que tiene un degradador de energía que comprende: (1) un miembro cilindrico que tiene una longitud; y (2) una distribución de espesor de pared en una dirección circunferencial alrededor de un eje de rotación, donde el espesor de la pared determina la degradación de energía del haz dé radiación.

| Inicio/interrupción de la radiación K. Hiramoto, et. al. "Charged Particle Beam Apparatus and i Method for Operating the Same", patente de E.U.A. no. 6,316,776 (13 de noviembre de 2001) describe un aparato de haces de partículas cargadas donde un haz de partículas cargadas está colocado, iniciado, interrumpido y recolocado de manera repetida. Las partículas residuales se utilizan en él acelerador sin suministrar nuevas partículas si está disponible la carga suficiente. 1 K. Matsuda, et. al. "Method and Apparatus for Controlling Circular Accelerator", patente de E.U.A. no. 6,462,490 (8 de octubre de 2002) describé un método de control y aparato para un acelerador circular para ajustar el tiempo de las partículas cargadas emitidas. El pulso del reloj se suspende después del suministro de una corriente de partículas cargadas y se reanuda con base en el estado de un objeto que se va a radiar. ! Soporte T. Yamashita, et. al. "Rotating Irradiation Apparatus", patente de í E.U.A. no. 7,381 ,979 (3 de junio de 2008) describe un soporte giratorio que tiene un aro frontal y un aro posterior, cada aro tiene dispositivos de soporte radial donde los dispositivos de soporte radial tienen guías lineales. El sistema tiene dispositivos de soporte de empuje para limitar el movimiento del cuerpo que puede girar en la dirección del eje de rotación del cuerpo que puede girar! T. Yamashita, et. al. "Rotating Gantry of Partióle Beam Therapy System" patente de E.U.A. no. 7,372,053 (13 de mayo de 2008) describe uh ¡ soporte giratorio soportado por un sistema de frenado de aire que permite él rápido movimiento, frenado e interrupción del soporte durante el tratamiento de radiación.

M. Yanagisawa, et. al. "Medical Charged Particle Irradiation Apparatus", patente de E.U.A. no. 6,992,312 (31 de enero de 2006); M.

Yanagisawa, et. al. "Medical Charged Particle Irradiation Apparatus", patente de E.U.A. no. 6,979,832 (27 de diciembre de 2005); y M. Yanagisawa, et. al.

"Medical Charged Particle Irradiation Apparatus", patente de E.U.A. noj. 6,953,943 (11 de octubre de 2005) todas describen un aparato capaz de emitir radiación desde arriba y direcciones horizontales. El soporte puede girar sobre un eje de rotación donde el dispositivo que forma el campo de radiación sé dispone de manera excéntrica de tal manera que un eje de radiación pasa a través de una diferente posición a la del eje de rotación.

H. Kaercher, et. al. "Isokinetic Gantry Arrangement for the Isocentric Guidance of a Particle Beam And a Method for Constructing Same", patente de E.U.A. no. 6,897,451 (24 de mayo de 2005) describe una disposición de soportes isocinéticos para guía isocéntrica de un haz de partículas que puede girar alrededor de un eje longitudinal horizontal.

G. Kraft, et. al. "Ion Beam System for Irradiating Tumor Tissues", patente de E.U.A. no. 6,730,921 (4 de mayo de 2004) describe un sistema dé haces de iones para radiar tejidos tumorales en varios ángulos de radiación eh relación con un diván para pacientes colocado de manera horizontal, donde él diván del paciente puede girar sobre un eje central y tiene un mecanismo dé elevación. El sistema tiene una deflexión de haces de iones central de hasta i 15 grados con respecto a una dirección horizontal. ¡ M. Pavlovic, et. al. "Gantry System and Method for Operating Same", patente de E.U.A. no. 6,635,882 (21 de octubre de 2003) describe un sistema de soporte para ajusfar y alinear un haz de iones en un objetivo desdé un ángulo de tratamiento eficaz que se puede determinar libremente. El haz de iones está alineado sobre un objetivo en ángulos ajustables de 0 a 360 grados alrededor del eje de rotación del soporte y en un ángulo de 45 a 90 grados fuera del eje de rotación del soporte dando un rendimiento de un conó de radiación cuando gira da una revolución completa sobre el eje de rotación del soporte.

Paciente movible N. Rigney, et. al. "Patient Alignment System with External Measurement and Object Coordination for Radiation Therapy System", patente de E.U.A. no. 7,199,382 (3 de abril de 2007) describe un sistema de alineación para un sistema de terapia de radiación que incluye múltiples dispositivos de medición externos que obtienen las medidas de posición de los componentes movibles del sistema de terapia de radiación. El sistema de alineación utiliza las medidas externas para proveer una retroalimentación dé colocación correctiva para registrar con más precisión al paciente con el haz de radiación.

Y. Muramatsu, et. al. "Medical Partióle Irradiation Apparatus", patente de E.U.A. no. 7,030,396 (18 de abril de 2006); Y. Muramatsu, et. al. "Medical Partióle Irradiation Apparatus", patente de E.U.A. no. 6,903,356 (7 dé junio de 2005); y Y. Muramatsu, et. al. "Medical Particle Irradiation Apparatus", patente de E.U.A. no. 6,803,591 (12 de octubre de 2004) describen un aparato médico de radiación de partículas que tiene un soporte giratorio, un marco anular ubicado dentro del soporte de tal manera que puede rotar en relación con el soporte giratorio, un mecanismo de anticorrelación para evitar que él marco gire con el soporte, y un piso flexible en movimiento acoplado con él marco de tal modo que se mueve libremente con un fondo nivelado sustancialmente mientras gira el soporte.

H. Nonaka, et. al. "Rotating Radiation Chamber for Radiation Therapy", patente de E.U.A. no. 5,993,373 (30 de noviembre de 1999) t describe un piso horizontal movible compuesto de una serie de múltiples placa que están conectadas de una manera libre y flexible, donde el piso movible se mueve en sincronía con la rotación de una sección de radiación de haces d,e radiación.

I Respiración K. Matsuda "Radioactive Beam Irradiation Method and Apparatus Taking Movement of the Irradiation Area Into Consideration", patente dje E.U.A.no. 5,538,494 (23 de julio de 1996) describe un método y aparato qué hace posible la radiación incluso en el caso de una posición de cambio dé partes enfermas debido a la actividad física, tal como la respiración y los latidos cardíacos. Inicialmente, un cambio de posición de una parte del cuerpo enferma y actividad física del paciente se miden simultáneamente y se define una relación entre los mismos como una función. La terapia de i radiación se realiza de acuerdo con la función. ' Colocación del paciente 1 Y. Nagamine, et. al. "Patient Positioning Device and Patierit Positioning Method", patente de E.U.A. no. 7,212,609 (1 de mayo de 2007) y i Y. Nagamine, et. al. "Patient Positioning Device and Patient Positioning Method", patente de E.U.A. no. 7,212,608 (1 de mayo de 2007) describe un sistema de colocación del paciente que compara un área de comparación dé una imagen de referencia de rayos X y una imagen actual de rayos X de una ubicación actual del paciente utilizando ajuste de patrones.

D. Miller, et. al. "Modular Patient Support System", patente de i E.U.A. no. 7,173,265 (6 de febrero de 2007) describe un sistema de tratamiento de radiación que tiene un sistema de soporte del paciente que incluye una unidad de paciente expandible por módulos y al menos un ¡ dispositivo de inmovilización tal como una base de espuma moldeable. ¡ i K. Kato, et. al. "Multi-Leaf Collimator and Medical System Including Accelerator", patente de E.U.A. no. 6,931 ,100 (16 de agosto de 2005); K. Kato, et. al. "Multi-Leaf Collimator and Medical System Including Accelerator", patente de E.U.A. no. 6,823,045 (23 de noviembre de 2004); K. Kato, et. al. "Multi-Leaf Collimator and Medical System Including Accelerator", patente de E.U.A. no. 6,819,743 (16 de noviembre de 2004); y K. Kato, et. al. "Multi-Leaf Collimator and Medical System Including Accelerator", patente de E.U.A. no. 6,792,078 (14 de septiembre de 2004) describen un sistema de placas en hoja utilizadas para acortar el tiempo de colocación de un paciente para la terapia de radiación. Se transmite la fuerza de activación del motor a una pluralidad de placas en hoja al mismo tiempo a través de un piñón diferencial. El sistema también utiliza cilindros de aire superior e inferior y i guías superior e inferior para colocar a un paciente. j Control de computadora A. Beloussov et. al. "Configuration Management and Retrieval System for Protón Beam Therapy System", patente de E.U.A. no. 7,368,740 (6 de mayo de 2008); A. Beloussov et. al. "Configuration Management and Retrieval System for Protón Beam Therapy System", patente de E.U.A. no. 7,084,410 (1 de agosto de 2006); y A. Beloussov et. al. "Configuration Management and Retrieval System for Protón Beam Therapy System'i', ¡ patente de E.U.A. no. 6,822,244 (23 de noviembre de 2004) todas describen un sistema de haces de protones controlado por un software de multiprocesador que tiene parámetros configurables de tratamiento que se modifican fácilmente mediante un usuario autorizado para preparar el sistem controlado por el software para varios modos de operación para asegurar que los datos y los parámetros de configuración sean accesibles si hay fallas en un solo punto en las base de datos.

J. Hirota, et. al. "Automatically Operated Accelerator Using Obtained Operating Patterns", patente de E.U.A. no. 5,698,954 (16 de diciembre de 1997) describes un controlador principal para determinar la cantidad de control y el tiempo de control de cada componente de un cuerp acelerador con los controles procedentes de un patrón de operación. i i Creación de imágenes P. Adamee, et. al. "Charged Partióle Beam Apparatus and Method for Operating the Same", patente de E.U.A. no. 7,274,018 (25 de i septiembre de 2007) y P. Adamee, et. al. "Charged Particle Beam Apparatiis and Method for Operating the Same", patente de E.U.A. no. 7,045,781 (16 de mayo de 2006) describe un aparato de haces de partículas cargadas configurado para la creación de imágenes en serie y/o paralelas de un objeto.

K. Hiramoto, et. al. "Ion Beam Therapy System and its Couch Positioning System", patente de E.U.A. no. 7,193,227 (20 de marzo de 2007) describe un sistema de terapia de haces de iones que tiene un sistema de creación de imágenes rayos X en conjunto con un soporte giratorio.

C. Maurer, et. al. "Apparatus and Method for Registration óf Images to Physical Space Using a Weighted Combination of Points and Surfaces", patente de E.U.A. no. 6,560,354 (6 de mayo de 2003) describió un procedimiento de tomografía calculado por rayos X registrado para las í medidas físicas tomadas en el cuerpo del paciente, donde a las diferentes partes del cuerpo se les da diferentes pesos. Se utilizan los pesos en un procedimiento de registro iterativo para determinar un procedimiento de transformación corporal rígido, donde la función de transformación se utiliza para asistir en procedimientos quirúrgicos o estereotácticos.

M. Blair, et. al. "Protón Beam Digital Imaging System", patente de E.U.A. no. 5,825,845 (20 de octubre de 1998) describe un sistema de creación de imágenes digitales de haces de protones que tiene una fuente de rayos X que se puede mover en la línea del tratamiento que puede producir un haz de rayos X a través de una región del cuerpo. Mediante la comparación de las posiciones relativas del centro del haz en la imagen de orientación dél paciente y el isocentro en la imagen de prescripción maestra con respecto a los monumentos seleccionados, se determina la cantidad y la dirección dé movimiento del paciente para hacer que el centro del mejor haz corresponda con el isocentro objetivo. 1 S. Nishihara, et. al. "Therapeutic Apparatus", patente de E.U.A. no. 5,039,867 (13 de agosto de 1991) describe un método y aparato park colocar un haz terapéutico en el que se determina una primera distancia con base en una primera imagen, se determina una segunda distancia con base en una segunda imagen y se mueve el paciente a una posición de radiación de haces de terapia con base en la primera y segunda distancias. i Problema Existe en la técnica de la terapia mediante haces de partículas de tumores cancerosos una necesidad por colocar y verificar la colocación adecuada de un paciente inmediatamente antes de y/o simultáneamente con la radiación de terapia mediante haces de partículas para asegurar el suministro direccionado y controlado de energía al tumor canceroso co reducción del daño para rodear el tejido sano. Además existe en la técnica del tratamiento de haces de partículas una necesidad por una fuente de rayos X que tenga una buena vida útil para reducir o eliminar el periodo de inactividad del sistema de radiación de haces de partículas debido a un apagado de una fuente de rayos X. j BREVE DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN ; I La invención comprende un método y aparato de rayos X utilizados junto con la terapia de tumores cancerosos mediante la radiación dé i haces de partículas cargadas.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS I La figura 1 ilustra las conexiones de componentes de un sistema de terapia mediante haces de partículas; La figura 2 ilustra un sistema de terapia mediante partículas cargadas; La figura 3 ilustra un sistema de generación de haces de iones; La figura 4 ilustra secciones rectas y de giro de un sincrotrón; La figura 5 ilustra imanes de flexión de un sincrotrón; La figura 6 provee una vista en perspectiva de un imán de flexión; La figura 7 ilustra una vista en sección transversal de un imán dé flexión; \ La figura 8 ilustra una vista en sección transversal de un imán de flexión; La figura 9 ilustra una sección de giro magnético de un l sincrotrón; Las figuras 10A y 10B ilustran un acelerador de RF y un subsistema de acelerador de RF, respectivamente; La figura 11 ilustra un sistema de control de campos magnéticos, La figura 12 ilustra un sistema de extracción de partículas cargadas y control de intensidad; ¡ i Las figuras 13A-13B ilustran un sistema de verificación de posición de los haces de protones; Las figuras 14A-14B ilustran un sistema de colocación de pacientes de una vista frontal y una vista superior; La figura 15 provee distribuciones de dosis de rayos X y haces de protones; Las figuras 16A-16E ilustran la profundidad controlada de radiación de focos; Las figuras 17A-17E ilustran la radiación a múltiples campos; La figura 18 ilustra la mejora de eficacia de dosis mediante el usó de radiación a múltiples campos; | í La figura 19 provee dos métodos de implementación de radiación I a múltiples campos; ' Las figuras 20A-20B ilustran la exploración multidimensional de un sistema de exploración de punto de haz de partículas cargadas que operan en: (A) un segmento 2-D o (B) un volumen 3-D de un tumor; j La figura 21 ilustra una fuente de pistola de electrones utilizada para generar rayos x acoplada con un sistema de terapia mediante haces de partículas; ' La figura 22 ¡lustra una fuente de rayos x cerca de una trayectoria de haces de partículas; j La figura 23 ¡lustra una trayectoria expandida de haces de rayo X; La figura 24 ¡lustra un sistema de tomografía de rayos X; ' La figura 25 ¡lustra un sistema de colocación semivertical de pacientes; y La figura 26 provee un método para coordinar la obtención dé rayos X con la respiración del paciente. ' i i DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN La invención comprende un método y aparato de rayos X utilizados junto con la terapia de tumores cancerosos mediante la radiación dé haces de partículas cargadas. i En una modalidad, la invención comprende un método y aparató de rayos X utilizados junto con la terapia de tumores cancerosos mediante la radiación de haces de partículas cargadas. El suministro exacto y preciso de protones a un tumor en el tejido corporal es crítico en la terapia de haces de partículas cargadas. Complicar el suministro exacto y preciso es un movimiento natural del cuerpo. El movimiento del cuerpo sucede en múltiples niveles, incluyendo: (1) movimiento general; (2) variación de posición de pié, I i sentado o acostado; y (3) movimiento relativo de las partes del cuerpo, tales como los órganos. Todos estos movimientos cambian con el tiempo. Por lo tanto, se necesita un método para determinar la posición de los elementos del cuerpo en o en cercana proximidad en tiempo a la terapia mediante partículas i cargadas, tal como después de que el cuerpo se coloque en relación con un haz de partículas cargadas. Aquí, se describe un método y aparato de colocación de rayos X y/o de verificación utilizado junto con la terapia mediante partículas cargadas. En esta modalidad, el sistema utiliza un haz de rayos X que se encuentra sustancialmente en la misma trayectoria que el haz de protones de un sistema de terapia contra el cáncer mediante haces de partículas. El sistema crea un haz de electrones que choca con una fuente de generación de rayos X donde está ubicada la fuente de generación de rayos X próxima a la trayectoria del haz de protones. Al generar los rayos X cerca de la trayectoria de haces de protones, se crea una trayectoria de rayos X que es esencialmente la trayectoria de haces de protones. Al utilizar los rayos X generados, el sistema obtiene las imágenes de rayos X de una región de tejido corporal localizado cerca de un tumor canceroso. La imagen generada se puede utilizar para: ajustar la alineación corporal en relación con ja i i trayectoria del haz de protones; controlar la trayectoria de haces de protones para identificar con exactitud y precisión el tumor, y/o en el sistema de verificación y validación.

En otra modalidad, el sistema utiliza un sistema de creación de imágenes de rayos X que tiene una vida útil alargada, que reduce él mantenimiento requerido.

En incluso otra modalidad, el sistema utiliza un sistema de rayos X que está orientado para proveer imágenes de rayos X de un paciente en la misma orientación como se observó mediante el haz de la terapia de protones, está sincronizado con la respiración del paciente, puede funcionar en un paciente colocado para la terapia de protones y no interfiere con una trayectoria de tratamiento de haces de protones. Preferiblemente, se utiliza el sistema sincronizado en conjunto con una fuente de haces de iones negativos, sincrotrón y/o aparato de método de direccionamiento para proporcionar urja radiografía sincronizada con la respiración del paciente y realizada inmediatamente antes de y/o concurrentemente con la radiación de terapia con haces de partículas para garantizar el suministro dirigido y controlado de energía en relación con una posición del paciente que resulte en él tratamiento ¡n vivo no invasivo, eficiente, preciso y/o exacto de un tumor canceroso sólido con la reducción al mínimo del daño al tejido sano circundante en un paciente que usa el sistema de verificación de posición con haces de protones.

En incluso otra modalidad, el sistema calcula el tiempo dé creación de imágenes de rayos X y la terapia de protones con la respiración del paciente al monitorear y/o controlar la respiración del paciente. El sistema de monitoreo de respiración utiliza sensores térmicos y/o de fuerza para determinar dónde está un paciente en un ciclo de respiración en combinación con un control de señales de retroalimentación suministrado al paciente para informar al paciente cuándo se requiere controlar la respiración. Se calcula él tiempo del control de respiración resultante con la creación de imágenes dé rayos X y/o el suministro de partículas cargadas al tumor para mejorar la exactitud, precisión y/o eficacia del tratamiento de tumores.

Utilizadas en combinación con la invención, se describen las características novedosas del diseño de un sistema de terapia contra el cáncer mediante haces de partículas cargadas. Particularmente, se describe una fuente de haces de iones negativos con características novedosas en la fuente de iones negativos, el sistema al vacío de fuente de iones, la lente de concentración de haces de iones y el acelerador en tándem. Por consiguiente, se describen los imanes de giro, los imanes de concentración dé bordes, los imanes de concentración de campos magnéticos, las bobinas dé devanado y corrección, superficies incidentes de campos magnéticos planos y elementos de extracción que reducen el tamaño total del sincrotrón, proveen un haz de protones controlado de manera ajustada, reduce directamente el tamaño de los campos magnéticos requeridos, reduce directamente la energía de operación requerido y permite la aceleración continua de protones en un sincrotrón incluso durante un procedimiento de protones de extracción desde el sincrotrón. El sistema de fuente de haces de iones y el sincrotrón están preferiblemente integrados por computadora con un sistema de creación de imágenes de pacientes y una interfaz de paciente que incluye los sensores de monitoreo de respiración y los elementos de colocación de paciente. Además, se describe el control de intensidad de un método y aparato de aceleración, extracción y/o direccionamiento de haces de partículas cargadas utilizados en conjunto con la terapia de radiación mediante haces de partículas cargadas contra tumores cancerosos. Más particularmente, se describe el control dé intensidad, energía y tiempo de una corriente de partículas cargadas de uh sincrotrón. Los elementos de control de sincrotrón permiten el control estricto del haz de partículas cargadas, que complementa el control estricto dé colocación del paciente para resultar en un tratamiento eficaz de un tumor sólido con daño reducido de tejido para rodear el tejido sano. Además, él sistema reduce el tamaño general del sincrotrón, provee un haz de protones estrictamente controlado, reduce directamente el tamaño de los campos magnéticos requeridos, reduce directamente la energía de operación I requerida y permite la aceleración continua de los protones en un sincrotrón incluso durante un procedimiento de extracción de protones del sincrotrón. Todos estos sistemas se utilizan preferiblemente en conjunto con un sistema i de rayos X capaz de obtener rayos X de un paciente en (1) un sistema de colocación para el tratamiento de protones y (2) en un momento específico del ciclo de respiración del paciente. Combinados, los sistemas proporcionan uh tratamiento contra tumores no invasivos eficaz, exacto y preciso con daño mínimo para rodear el tejido sano.

Ciclotrón/Sincrotrón , Un ciclotrón utiliza un campo magnético constante y un campó eléctrico aplicado con frecuencia constante. Uno de los dos campos varía en un sincrociclotrón. Ambos campos varían en un sincrotrón. Por lo tanto, un sincrotrón es un tipo particular de acelerador cíclico de partículas en el que se utiliza un campo magnético para girar las partículas para que circulen y se utiliza un campo eléctrico para acelerar las partículas. El sincrotrón sincroniza cuidadosamente los campos aplicados con el haz de partículas en desplazamiento.

Al aumentar los campos adecuadamente mientras las partículas ganan energía, la trayectoria de partículas cargadas puede permanecer constante mientras se aceleran. Esto permite que el contenedor al vacío para las partículas sea un abultamiento grande delgado. En realidad, es más fácil utilizar algunas secciones rectas entre los imanes de flexión y algunas secciones de giro dando al abultamiento la forma de un polígono de esquinas redondeadas. Una trayectoria de radio eficaz grande se construye así utilizando segmentos de tubo recto y curvo, a diferencia de la cámara en forma de disco de los dispositivos tipo ciclotrón. La forma también permite requiere el uso de múltiples imanes para flexionar el haz de partículas. \ La energía máxima que un acelerador cíclico puede transmitir generalmente se limita por la resistencia de los campos magnéticos y la curvatura del radio mínimo/máximo de la trayectoria de partículas. En un ciclotrón, el radio máximo está muy limitado ya que las partículas empiezan en el centro y hacia afuera en espiral, así esta trayectoria completa debe ser una cámara en forma de disco evacuada de auto soporte. Ya que el radio está limitado, la energía de la máquina se limita por la resistencia del campo magnético. En el caso de un electroimán común, la resistencia del campo se limita por la saturación del núcleo ya que cuando todos los dominios magnéticos están alineados, el campo no puede aumentarse a ningún grado práctico. La disposición del único par de imanes también limita el tamaño económico del dispositivo. ! Los sincrotrones superan estas limitaciones, utilizando un tubo de haz angosto rodeado por imanes de concentración mucho más pequeños y más ajustados. La habilidad de este dispositivo de acelerar las partículas esta limitada por el hecho de que las partículas deben cargarse para acelerarse completamente, pero las partículas cargadas bajo aceleración emiten fotones, i con lo cual pierden energía. La energía de haz limitante se alcanza cuando lá energía perdida para la aceleración lateral requerida para mantener la trayectoria de haces en un círculo iguala la energía agregada a cada ciclo. Los aceleradores más potentes se construyen al utilizar trayectorias de radió grandes y al utilizar cavidades de microondas más numerosas y más potentes para acelerar el haz de partículas entre las esquinas. Entra más ligeras searji las partículas, tales como los electrones, se pierde una fracción más grande de su energía cuando giran. Prácticamente, la energía de los aceleradores de electrones/positrones se limita por esta pérdida de radiación, mientras que rio desempeña un papel importante en la dinámica de los aceleradores de protones o iones. La energía de éstos está limitada estrictamente por ja resistencia de los imanes y por el costo.

Terapia mediante haces de partículas cargadas ¡ En todo este documento, se describe un sistema de terapia mediante haces de partículas cargadas, tal como un haz de protones, un haz de iones de hidrógeno o un haz de iones de carbono. En la presente, el sistema de terapia mediante haces de partículas cargadas se describe utilizando un haz de protones. Sin embargo, los aspectos demostrados y descritos en términos de un haz de protones no están previstos para limitarse i a aquél de un haz de protones y son ilustrativos de un sistema de haces de partículas cargadas. Cualquier sistema de haces de partículas cargadas es igualmente aplicable a las técnicas descritas en la presente.

Haciendo referencia ahora a la figura 1 , se ilustra un sistema de haces de partículas cargadas 100. El haz de partículas cargadas preferiblemente comprende un número de subsistemas que incluyen I cualquiera de: un controlador principal 110; un sistema de inyección 120; un I sincrotrón 130 que comúnmente incluye. (1) un sistema acelerador 132 y (2) un sistema de extracción 134; un sistema de de exploración/de direccionamiento/ de suministro 140; un módulo de interfaz de paciente 150; un sistema de despliegue 160; y/o un sistema de creación de imágenes 170.

En una modalidad, se almacenan uno o más de los subsistemas sobre un cliente. El cliente es una plataforma de cómputo configurada para actuar como un dispositivo de cliente, por ejemplo, una computadora personal, un reproductor de medios digitales, un asistente personal digital, etc. El cliente comprende un procesador que está acoplado a un número de dispositivos de entrada externos o internos, por ejemplo un ratón, un tablero, un dispositivo de despliegue, etc. El procesador también está acoplado a un dispositivo dé salida, por ejemplo, un monitor de computadora para desplegar información. En una modalidad.el controlador principal 110 es el procesador. En otra modalidad, el controlador principal 110 es un juego de instrucciones almacenado en la memoria que se lleva a cabo mediante el procesador.

El cliente incluye un medio de almacenamiento legible pór computadora, es decir, una memoria. La memoria incluye, pero no está limitada a, un dispositivo electrónico, óptico, magnético u otro dispositivo dé almacenamiento o transmisión capaz de acoplarse a un procesador, po'r ejemplo tal como un procesador en comunicación con un dispositivo dé entrada sensible al tacto con instrucciones legibles por computadora. Otros ejemplos de medios adecuados incluyen, por ejemplo, memoria flash, CD-ROM, memoria sólo de lectura (ROM), memoria de acceso aleatorio (RAM), circuito integrado de aplicación específica (ASIC), DVD, disco magnético, chip de memoria, etc. El procesador ejecuta un juego de instrucciones de códigos I de programas ejecutables por computadora almacenado en la memoria. Las instrucciones pueden comprender un código de cualquier lenguaje de programación por computadora, incluyendo, por ejemplo C, C++, C#, Visual Basic, Java y JavaScript. I Se provee un método de uso ejemplar del sistema de haces de partículas cargadas 100. El controlador principal 110 controla uno u más de los subsistemas para suministrar de manera exacta y precisa los protones a un tumor de un paciente. Por ejemplo, el controlador principal 110 obtiene una imagen, tal como una porción de un cuerpo y/o de un tumor del sistema de creación de imágenes 170. El controlador principal 110 también obtiene la información de posición y/o tiempo del módulo de interfaz del paciente 150. El controlador principal 110 entonces controla opcionalmente el sistema de inyección 120 para inyectar un protón en un sincrotrón 130. El sincrotrón comúnmente contiene al menos un sistema acelerador 132 y un sistema de extracción 134. El controlador principal preferiblemente controla el haz de protones dentro el sistema acelerador, tal como al controlar la velocidad, trayectoria y tiempo del haz de protones. El controlador principal entonces controla la extracción de un haz de protones del acelerador a través del sistema de extracción 134. Por ejemplo, el controlador controla el tiempo, la energía y/o la intensidad del haz extraído. El controlador 110 también controla preferiblemente el direccionamiento del haz de protones a través del sistema de de exploración/de direccionamiento/ de suministro 140 al módulo de interfaz del paciente 150. Uno o más componentes del módulo de interfaz del paciente 150 están controlados preferiblemente por medio del controlador principal 110. Además, los elementos de despliegue del sistema de despliegue 160 preferiblemente están controlados por medio del controlador principal. 110. Los despliegues, tales como las pantallas de despliegue generalmente están provistas para uno o más operadores y/o para uno o más pacientes. En una modalidad, el controlador principal 110 calcula el tiempo de suministro del haz de protones de todos los sistemas, de tal manera que se suministran los protones de una manera terapéutica óptima al paciente. ' Aquí, el controlador principal 110 se refiere a un solo sistemé que controla el sistema de haces de partículas cargadas 100, a un solo controlador que controla una pluralidad de subsistemas que controla el sistema de haces de partículas cargadas100 o a una pluralidad dp consoladores individuales que controla uno o más subsistemas del sistema de haces de partículas cargadas 100.

! Sincrotrón ! En la presente, el término sincrotrón se utiliza para referirse a un sistema que mantiene el haz de partículas cargadas en una trayectoria de circulación; no obstante, los ciclotrones se utilizan alternativamente, aunque con sus limitaciones inherentes de control de energía, intensidad y extracción. i Además, el haz de partículas cargadas se refiere a que circulan a lo largo de j una trayectoria de circulación sobre un punto central del sincrotrón. La trayectoria de circulación se menciona alternativamente como una trayectoria en órbita, sin embargo, la trayectoria en órbita no se refiere a un círculo ó elipse perfectos, más bien se refiere al ciclo de los protones alrededor de un punto o región central. : Con respecto ahora a la figura 2, se provee una modalidad ilustrativa ejemplar de una versión del sistema de haces de partículas cargadas 100. El número, la posición y el tipo descritos de los componentes es ilustrativo y no limitante en naturaleza. En la modalidad ilustrada, u sistema de inyección 210 o fuente de iones o fuente de haces de partículas cargadas genera protones. Los protones están suministradas en un tubo de vacío que corre hacia, a través y fuera del sincrotrón. Los protones generados se suministran a lo largo de una trayectoria inicial 262. Los imanes dé concentración 230 tales como los imanes cuadrupolo o los imanes cuadrupolo de inyección se utilizan para concentrar la trayectoria de haces de protones. Un imán cuadrupolo es un imán de concentración. Un imán de flexión inyector 232 flexiona el haz de protones hacia el plano del sincrotrón 130. Los protone enfocados que tienen una energía inicial se introducen en un imán inyector 240 que preferiblemente es un imán Lamberson de inyección. Generalmente, la trayectoria inicial de haces 262 está a lo largo de un eje fuera de, tal como sobre, un plano de circulación del sincrotrón 130. El imán de flexión inyector 232 y el imán inyector 240 se combinan para mover los protones hacia él sincrotrón 130. Los imanes de flexión principales 250 o los imanes dipolo o los ¡manes de circulación se utilizan para girar los protones a lo largo de la trayectoria de haces de circulación 264. Un imán dipolo es un imán de flexión'.

Los ¡manes de flexión principales 250 flexionan la trayectoria inicial de haces 262 hacia una trayectoria de haces de circulación 264. En este ejemplo, los imanes de flexión principales 250 o imanes de circulación se representan como cuatro juegos de cuatro imanes para mantener la trayectoria de haces de circulación 264 hacia una trayectoria de haces de circulación estables. Sin embargo, cualquier número de imanes o juegos de imanes se utilizan opcionalmente para mover los protones alrededor de una sola órbita en el procedimiento de circulación. Los protones pasan a través de un acelerador í 270. El acelerador acelera los protones en la trayectoria de haces de circulación 264. Mientras se aceleran los protones, los campos aplicados por los imanes aumentan. Particularmente, la velocidad de los protones alcanzada i por el acelerador 270 se sincroniza con campos magnéticos de los imanes de flexión principales 250 o imanes de circulación para mantener la circulación estable de los protones sobre un punto o región central 280 del sincrotrón. Eh los puntos separados en tiempo, se utiliza la combinación de acelerador 270 \l imán de flexión principal 250 para acelerar y/o desacelerar los protones dé circulación mientras se mantienen los protones en la trayectoria u órbita dé circulación. Un elemento de extracción del sistema inflector/deflector 290 sé utiliza en combinación con un imán de extracción Lamberson 292 para desprender los protones de su trayectoria de haces de circulación 264 dentro del sincrotrón 130. Un ejemplo de un componente deflector es un imán Lamberson. Generalmente, el deflector mueve los protones del plano de circulación a un eje fuera del plano de circulación, tal como sobre el plano dé circulación. Los protones extraídos preferiblemente se dirigen y/o enfocan utilizando un imán de flexión de extracción 237 y los imanes de concentración de extracción 235, tales como imanes cuadrupolo a lo largo de la trayectoria de transporte 268 hacia el sistema de de exploración / de direccionamiento/ dé suministro 140. Dos componentes de un sistema de exploración 140 b sistema de direccionamiento generalmente incluyen un primer control de eje 142 tal como un control vertical, y un segundo control de eje 144, tal como un control horizontal. En una modalidad, el primer control de eje 142 permite por aproximadamente 100 mm de de exploración vertical del haz de protones 268 y e segundo control de eje 144 permite por aproximadamente 700 mm de de exploración horizontal del haz de protones 268. Un sistema de boquillas 146 se utiliza para crear imágenes del haz de protones y/o como una barrera d vacío entre la trayectoria de haces de baja presión del sincrotrón y la atmósfera. Los protones se suministran con control al módulo de interfaz del I paciente 150 y a un tumor de un paciente. Todos los elementos mencionado anteriormente son opcionales y pueden utilizarse en varias permutaciones y combinaciones.

Sistema de generación de haces de iones ¡ Un sistema de generación de haces de iones genera un haz dé iones negativos, tal como un anión de hidrógeno o haz de H-, preferiblemente enfoca el haz de iones negativos; convierte el haz de iones negativos en uh i haz de iones positivos, tal como un protón o haz de H+, e inyecta el haz de iones positivos en el sincrotrón 130. Las porciones de la trayectoria de haces de iones preferiblemente están bajo vacío parcial. Cada uno de estos sistemas se describe adicionalmente.

Haciendo referencia ahora a la figura 3, se ilustra un sistema de generación haces de iones ejemplar 300. Como se ilustra, el sistema de generación de haces de iones 300 tiene cuatro elementos importantes: una fuente de iones negativos 310, un primer sistema de vacío parcial 330, un sistema opcional de concentración de haces de iones 350, y un acelerador en tándem 390. i I Todavía con respecto a la figura 3, la fuente de iones negativos 310 preferiblemente incluye un puerto de entrada 312 para la inyección de gás hidrógeno en una cámara de plasma de alta temperatura 314. En una modalidad, la cámara de plasma incluye un material magnético 316 que provee una barrera de campo magnético 317 entre la cámara de plasma de alta temperatura 314 una región de plasma de baja temperatura sobre el lado opuesto de la barrera de campo magnético. Un pulso de extracción se aplica a un electrodo de extracción de iones negativos 318 para extraer el haz de iones negativos hacia una trayectoria de haces de iones negativos 319, que continúa a través del primer sistema de vacío parcial 330, a través del sistema de concentración de haces de iones 350 y hacia el acelerador en tándem 390.

I Todavía con respecto a la figura 3, el primer sistema de vacío parcial 330 es un sistema cerrado que va desde el puerto de entrada de gas hidrógeno 312 hacia la hoja 395 del acelerador en tándem 390. La hoja 395 se sella directamente o indirectamente a los bordes del tubo de vacío 320 proporcionando una alta presión, tal como aproximadamente 10-5 torr, que se va a mantener en el primer sistema de vacío parcial 330 al lado de la hoja 395 y una presión más baja, tal como aproximadamente 10-7 torr, que se va ¡a mantener en el lado del sincrotrón de la hoja 390. Al bombear únicamente él primer sistema de vacío parcial 330 y al únicamente operar de manera semicontinua el vacío de fuente de haces de iones con base en las lecturas del sensor, se extiende la vida útil de la bomba que opera de manera semicontinua. Se describen adicionalmente las lecturas del sensor.

Todavía haciendo referencia a la figura 3, el primer sistema de vacío parcial 330 preferiblemente incluye: una primera bomba 332, tal comp una bomba que opera de manera continua y/o una bomba molecular turbo; un volumen de retención grande 334; y una bomba que opera de manera semicontinua 336. Preferiblemente, un controlador de bomba 340 recibe una señal de un sensor de presión 342 que monitorea la presión en el volumen de retención grande 334. Con una señal representativa de una presión suficiente en el volumen de retención grande 334, el controlador de bomba 340 instruye un activador 345 para abrir una válvula 346 entre el volumen de retención grande y la bomba que opera de manera semicontinua 336 y da la instrucción a la bomba que opera de manera semicontinua de girar y bombear a lá atmósfera los gases residuales fuera de la línea de vacío 320 sobre la corriente de partículas cargadas. De esta manera, la vida útil de la bomba que opera de manera semicontinua se extiende únicamente mediante la operación semicontinua y como se necesite. En un ejemplo, la bomba que opera de manera semicontinua 336 opera por algunos minutos cada unas cuantas horas, tal como 5 minutos cada 4 horas, con lo cual se extiende una bomba con una vida útil de aproximadamente 2,000 horas a aproximadamente 96,00|0 i horas.

Además, al aislar el gas de entrada del sistema de vacío del sincrotrón, las bombas de vacío del sincrotrón, tales como las bombas moleculares turbo pueden operar por encima de una vida útil más larga ya qué las bombas de vacío del sincrotrón tiene menos moléculas de gas para manejar. Por ejemplo, el gas de entrada es principalmente gas hidrógeno, pero puede contener impurezas, tales como nitrógeno y dióxido de carbono. Ál aislar los gases de entrada en el sistema de fuente de iones negativos 310, él primer sistema de vacío parcial 330, el sistema de concentración de haces de iones 350 y el lado del haz de iones negativos del acelerador en tándem 390, las bombas de vacío del sincrotrón pueden operar a presiones más bajas con vidas útiles más largas, lo cual aumenta la eficacia del sincrotrón 130. ¡ I Todavía haciendo referencia a la figura 3, el sistema dé concentración de haces de iones 350 incluye dos o más electrodos donde un electrodo de cada par de electrodo obstruye parcialmente la trayectoria de haces de iones con trayectorias conductivas 372 tal como una malla conductiva. En el ejemplo ilustrado, se ilustran tres secciones del sistema dé concentración de haces iones, una sección de concentración de dos iones dé electrones 360, una primera sección de concentración de tres iones de electrodos 370 y una segunda sección de concentración de tres iones de electrodos 380. En un par de electrodos dado, las líneas del campo eléctrico, que corren entre la malla conductiva de un primer electrodo y un segundo ¡ electrodo, proveen fuerzas hacia adentro que enfocan el haz de iones negativos. Tales múltiples pares de electrodos proveen múltiples regiones de haces de iones negativos. Preferiblemente, la sección de concentración de dos iones de electrodos 360, la primera sección de concentración de tres iones de electrodos 370 y la segunda sección de concentración de tres iones de electrodos 380 se colocan después de la fuente de iones negativos y antes del acelerador en tándem y/o cubren un espacio de aproximadamente 0.5, 1 ó 2 metros a lo largo de la trayectoria de haces de iones. Se describen adicionalmente los sistemas de concentración de haces de iones.

Todavía con respecto a la figura 3, el acelerador en tándem 390 preferiblemente incluye una hoja 395 tal como una hoja de carbono. Los iones negativos en la trayectoria de haces de iones negativos 319 se convierten en iones positivos, tales como protones, y resulta en la trayectoria inicial dé haces de iones 262. La hoja 395 de preferencia se sella directamente ó indirectamente a los bordes del tubo de vacío 320 proporcionando una presióh más alta, tal como aproximadamente 10-5 torr, que se va a mantener en él lado de la hoja 395 que tiene la trayectoria de haces de iones negativos 319 y una presión más baja, tal como aproximadamente 10-7 torr, que se va a mantener en el lado de la hoja 390 que tiene la trayectoria de haces de iones de protones 262. Con la hoja 395 separada físicamente de la cámara de vacío I 320 en dos regiones de presión permite que un sistema tenga menos bombas ! y/o más pequeñas para mantener el sistema de menor presión en el sincrotrón i 130 mientras el hidrógeno de entrada y sus residuos se extraen en un espacio contenido por separado y aislado mediante el primer sistema de vacío parcial 330.

Nuevamente con respecto a la figura 1 , se provee otro método de uso ejemplar del sistema de haces de partículas cargadas 100. El controlador principal 110, o uno o más subcontroladores, controla uno u más de los subsistemas para suministrar de manera exacta y precisa los protonejs I a un tumor de un paciente. Por ejemplo, el controlador principal envía un mensaje al paciente indicando cuándo o cómo respirar. El controlador principal 110 obtiene una lectura del sensor desde el módulo de interfaz del paciente, tal como un sensor de temperatura de respiración o una lectura dé fuerza que indica dónde está el sujeto en un ciclo de respiración. El controlador principal obtiene una imagen, tal como una porción de un cuerpo y/o de un tumor del sistema de creación de imágenes 170. El controlador principal 110 también obtiene la información de posición y/o tiempo del módulo de interfaz del paciente 150. El controlador principal 110 entonces controla opcionalmente el sistema de inyección 120 para inyectar gas hidrógeno a una fuente de haces de iones negativos 310 y controla el tiempo de extracción de los iones negativos de la fuente de haces de iones negativos 310. Opcionalmente, el controlador principal controla el concentración dé haces de iones utilizando el sistema de lente de concentración de haces dé iones 350; la aceleración del haz de protones con el acelerador en tándem 390; y/o la inyección del protón en el sincrotrón 130. El sincrotrón comúnmente contiene al menos un sistema acelerador 132 y un sistema de extracción 134. El sincrotrón preferiblemente contiene uno o más de: imanejs de giro; imanes de concentración de borde, imanes de concentración de campos magnéticos, bobinas de devanado y corrección y superficies plana's incidentes de campos magnéticos, algunos de los cuales contienen elementos bajo control por medio del controlador principal 110. El controlador principal preferiblemente controla el haz de protones dentro del sistema acelerador, tal como al controlar la velocidad, trayectoria y tiempo del haz de protones. Él controlador principal entonces controla la extracción de un haz de protones del acelerador a través del sistema de extracción 134. Por ejemplo, el controlador controla el tiempo, la energía y/o la intensidad del haz extraído. El controladqr 110 también controla preferiblemente el direccionamiento del haz de protones a través del sistema de de exploración/de direccionamiento/ de suministró 140 al módulo de interfaz del paciente 150. Uno o más de los componentes del módulo de interfaz del paciente 150 preferiblemente se controlan mediante el controlador principal 110, tal como la posición vertical del paciente, la posición de giro del paciente y los elementos de colocación/ estabilización/ control de la silla del paciente. Además, los elementos de despliegue del sistema de despliegue 160 preferiblemente están controlados por medio del controlador principal. 110. Los despliegues, tales como las pantallas dé despliegue generalmente están provistas para uno o más operadores y/o para uno o más pacientes. En una modalidad, el controlador principal 110 calcula él tiempo de suministro del haz de protones de todos los sistemas, de tal manera que se suministran los protones de una manera terapéutica óptima al paciente.

Sistema de circulación Un sincrotrón 130 preferiblemente comprende una combinación de secciones rectas 410 y secciones de giro de haces de iones 420. Por ló tanto, la trayectoria de circulación de los protones no es circular en uh sincrotrón, sino un polígono con esquinas redondeadas.

En una modalidad ilustrativa, el sincrotrón 130, que también sé menciona como un sistema acelerador, tiene cuatro elementos rectos y cuatro secciones de giro. Los ejemplos de las secciones rectas 410 incluyen: el sistema inflector 240, acelerador 270, de extracción 290 y deflector 292. Juntó con las cuatro secciones rectas están cuatro secciones de giro de haces dé iones 420, las cuales también se mencionan como secciones de imán ó secciones de giro. Se describen adicionalmente las secciones de giro.

Haciendo referencia ahora a la figura 4, se ilustra un sincrotrón ejemplar. En este ejemplo, los protones suministrados a lo largo de la trayectoria inicial de haces de protones 262 se desvían hacia la trayectoria dé circulación de haces con el inflector 240 y después de la aceleración se extraen mediante el deflector 292 a una trayectoria de transporte de haces 268. En este ejemplo, el sincrotrón 130 comprende cuatro secciones rectas 410 y cuatro secciones de flexión o giro 420 donde cada una de las cuatro secciones de giro utiliza uno o más imanes para girar el haz de protones aproximadamente noventa grados. Como se describe adicionalmente, la capacidad de espaciar mucho las secciones de giro y girar eficazmente el haz de protones resulta en secciones rectas más cortas. Las secciones rectas más cortas permiten el diseño de un sincrotrón sin el uso de cuadrupolos de concentración en la trayectoria de circulación de haces del sincrotrón. Él desprendimiento de los cuadrupolos de concentración de la trayectoria de circulación de haces de protones resulta en un diseño más compacto. En este ejemplo, el sincrotrón ilustrado tiene aproximadamente un diámetro de cinco metros contra los diámetros de ocho metros y de sección transversal más grandes para los sistemas que utilizan un imán de concentración cuadrupolp en la trayectoria de circulación de haces de protones.

Haciendo referencia ahora a la figura 5, se proporciona una descripción adicional de la primera sección de flexión y giro 420. Cada una de las secciones de giro preferiblemente comprende múltiples imanes, tales como aproximadamente 2, 4, 6, 8, 10 ó 12 imanes. En este ejemplo, se utilizan cuatro imanes de giro 510, 520, 530 540 en la primera sección de giro 420 para ilustrar los principios clave, que son los mismos a pesar del número de imanes en una sección de giro 420. Un imán de giro 510 es un tipo i particular de imán principal de flexión o de circulación 250. ¦ En física, la fuerza Lorentz es la fuerza sobre una carga de puntó debido a los campos magnéticos. La fuerza Lorentz se da por la ecuación 1 en términos de campos magnéticos sin los términos del campo de elección. j i i F = q(v X B) ec. 1. j I ¡ I I En la ecuación 1 , F es la fuerza en newtons; B es el campo I magnético en Teslas y v es la velocidad instantánea de las partículas en ! metros por segundo. j Haciendo referencia ahora a la figura 6, se expande un ejemplo de una sola sección de imán de flexión o giro 510. La sección de giro incluye ! un espacio 610 a través del cual circulan los protones. El espacio 610 I preferiblemente es un espacio plano, permitiendo un campo magnético á i través del espacio 610 que es más uniforme, parejo e intenso. Un campó magnético entra en el espacio 610 a través de una superficie incidente de campo magnético y sale del espacio 610 a través de una superficie de salida de campo magnético. El espacio 610 va en un tubo de vacío entre dos mitades de imán. El espacio 610 se controla por medio de al menso do¿ parámetros: (1) el espacio 610 se mantiene tan grande como sea posible pará ! reducir la pérdida de protones y (2) el espacio 610 se mantiene tan pequeño ? como sea posible para reducir los tamaños de los imanes y los requerimientos ¡ de tamaño y energía asociados de los suministros de energía magnética. La ¡ naturaleza plana del espacio 610 permite un campo magnético comprimido y I más uniforme a través del espacio 610. Un ejemplo de una dimensión del espacio es acomodar un tamaño vertical de haces de protones de aproximadamente 2 cm con un tamaño de haz horizontal de aproximadamente 5 a 6 cm.

Como se describe, un tamaño mayor del espacio requiere un suministro de energía más grande. Por ejemplo, si el tamaño del espacio 610 se duplica en tamaño vertical, entonces los requerimientos de suministro de energía aumentan por aproximadamente un factor de 4. La planicidad del espacio 610 también es importante. Por ejemplo, la naturaleza plana del espacio 610 permite un aumento en la energía de los protones extraídos de aproximadamente 250 a aproximadamente 330 MeV. Más particularmente, el espacio 610 tiene una superficie extremadamente plana, entonces se pueden alcanzar los límites de un campo magnético de un imán de hierro. Una precisión ejemplar de una superficie plana del espacio 610 es un pulidor de menos de aproximadamente 5 mieras y preferiblemente con un pulidor d'e aproximadamente 1 a 3 mieras. Que la superficie no esté nivelada resulta en imperfecciones en el campo magnético aplicado. La superficie plana pulida extiende la falta de nivelación del campo magnético aplicado.

Incluso haciendo referencia a la figura 6, el haz de partículas cargadas se mueve a través del espacio 610 con una velocidad instantánea y. Una primera bobina magnética 620 y una segunda bobina magnética 63'0 corren sobre y debajo del espacio 610, respectivamente. La corriente que corre a través de las bobinas 620, 630 resulta en un campo magnético, B, que i corre a través de una sola sección de imán de giro 510. En este ejemplo, él campo magnético, B, corre hacia arriba, lo cual resulta en una fuerza, F, que empuja el haz de partículas cargadas hacia adentro hacia un punto central del sincrotrón, que gira el haz de partículas cargadas en un arco.

Haciendo referencia todavía a la figura 6, se ilustra una porción de una segunda sección de imán de flexión o giro 520. Las bobinas 620, 63Ó generalmente tienen elementos de retorno 640, 650 o giran en el extremo de un imán, tal como en el extremo de la primera sección del imán de giro 51 Ó. Toman lugar los giros 640, 650. El espacio reduce el porcentaje de la trayectoria sobre una órbita del sincrotrón que se cubre con los imanes dé i giro. Esto guía las porciones de la trayectoria de circulación donde los i protones no giran y/o no se enfocan y permite las porciones de la trayectoria de circulación donde la trayectoria de protones se desenfoca. De esta manera, ¡ el espacio resulta en un sincrotrón más grande. Por lo tanto, se reduce el espacio entre las secciones del imán de giro 660. El segundo imán de giro sé utiliza para ilustrar que las bobinas 620, 630, de una pluralidad de imanes, tales como 2, bobinas 620, 630 que corren a través de los imanes de múltiples secciones dé ? i giro permite que los imanes de dos secciones de giro se coloquen de manera espaciada cerca una de otro debido a la eliminación de coacción estérica dé i los giros, que reduce y/o disminuye el espacio 660 entre los ¡manes de dos secciones de giro. i Haciendo referencia ahora a las figuras 7 y 8, se presentan dos secciones transversales giradas a 90 grados de las secciones de un solo imán de flexión y giro 510. Ahora haciendo referencia a la figura 8, el ensamble de imán tiene un primer imán 810 y un segundo imán 820. Un campo magnétiqo inducido por bobinas, descrito a continuación, corre entre el primer imán 8 0 al segundo imán 820 a través del espacio 610. Los campos magnéticos de retorno corren a través de un primer yugo 812 y un segundo yugo 822. El área I transversal combinada de los yugos de retorno se aproxima de manera brusca al área transversal del primer imán 810 o el segundo imán 820. Las partículas i cargadas corren a través del tubo de vacío en el espacio 610. Como se ilustra, los protones corren hacia la figura 8 a través del espacio 610 y él I campo magnético, ilustrado como el vector B, aplica una fuerza F a los protones empujando los protones hacia el centro del sincrotrón, que está fuera de la página a la derecha in la figura 8. El campo magnético se crea utilizando devanados. Una primera bobina forma una primera bobina de devanado 850 y una segunda bobina de cable forma una segunda bobina de devanado 860. Los espacios de aislamiento o de concentración 830, 840, tales como espacios de aire, aislan los yugos de hierro del espacio 610. El espacio 610 es aproximadamente plano para dar un campo magnético uniforme a través del espacio 610 como se describió anteriormente. i Haciendo referencia todavía a la figura 7, los extremos de un i solo imán de flexión o giro están preferiblemente biselados. Los bordes casi perpendiculares o rectos de los ángulos de un imán de giro 510 están representados por líneas discontinuas 774, 784. Las líneas discontinuas 774, 784 hacen intersección en un punto 790 más allá del centro del sincrotrón 280. Preferiblemente, el borde del imán de giro está biselado en los ángulos alfa, a, y beta, ß, que son ángulos formados por una primera línea 772, 782 que va desde un borde del imán de giro 510 y el centro 280 y una segunda línea 774, 784 que va desde el mismo borde del imán de giro y el punto de intersección 790. El ángulo alfa se utiliza para describir el efecto y la descripción del ángulo alfa que aplica al ángulo beta, pero el ángulo alfa es opcionalmente diferente del ángulo beta. El ángulo alfa provee un efecto de concentración de bordes. Biselar el borde del imán de giro 510 en el ángulo alfa enfoca el haz de protones.

Múltiples imanes de giro proporcionan múltiples bordes de imán que cada uno tiene efectos de concentración de bordes en el sincrotrón 130. Si únicamente se utiliza un imán de giro, entonces el haz únicamente sie enfoca una vez para el ángulo alfa o dos veces para el ángulo alta y el ánguló beta. No obstante, al utilizar imanes de giro más pequeños, más imanes d0 giro se ajusta en las secciones de giro 420 del sincrotrón 130. Por ejemplo, ¿i se utilizan cuatro ¡manes en una sección de giro 420 del sincrotrón, entonces para una sola sección de giro hay ocho superficies de efecto de concentración de bordes posibles, dos bordes por imán. Las ocho superficies dé I concentración dan un tamaño de haz transversal menor. Esto permite el usó de un espacio menor 610.

El uso de efectos de concentración de múltiples bordes en los imanes de giro resulta no sólo en un espacio menor 610, sino también en el uso de imanes más pequeños y suministros menores de energía. Para uh j sincrotrón 130 que tiene cuatro secciones de giro 420 donde cada sección dé giro tiene cuatro imanes de giro y cada imán de giro tiene dos bordes dé concentración, existe un total de treinta y dos bordes de concentración para cada órbita de los protones en la trayectoria de circulación del sincrotrón 130. De manera similar, si se utilizan 2, 6 u 8 imanes en una sección de giro dada, o si se utilizan 2, 3, 5 o 6 secciones de giro, entonces el número de superficies de concentración de bordes se expande o contrae según la ecuación 2. ¡ M FE TFE = NTS *—— *—— - ec. 2.

NTS M donde TFE es el número de bordes de concentración total, NTS ] es el número de secciones de giro, M es el número de imanes y FE es él número de bordes de concentración. Naturalmente, no todos los imanes sé biselan necesariamente y algunos imanes se biselan opcionalmente en uh solo borde.

Los inventores determinaron que múltiples ¡manes más pequeños tienen beneficios sobre algunos imanes más grandes. Por ejemplo, el uso de 16 imanes pequeños da 32 bordes de concentración mientras que él uso de 4 imanes más grandes da únicamente 8 bordes de concentración. El uso de un sicrotrón que tiene más bordes de concentración resulta en unía trayectoria de circulación del sincrotrón construido sin el uso de imanes cuadrupolo de concentración. Todos los sincrotrones de la técnica i ! antecedente utilizan cuadrupolos en la trayectoria de circulación dél i i sincrotrón. Además, el uso de cuadrupolos en la trayectoria de circulación i I necesita secciones rectas adicionales en la trayectoria de circulación del I sincrotrón. De este modo, el uso de cuadrupolos en la trayectoria de ¡ circulación de un sincrotrón resulta en sincrotrones que tienen diámetros ! mayores, longitudes de trayectoria de circulación de haces y/o circunferencias más grandes. ! En varias modalidades del sistema aquí descrito, el sincrotrón tiene cualquier combinación de: j I por lo menos 4 y preferiblemente 6, 8, 10 o más bordes de i concentración de bordes por 90 grados de giro del haz de partículas cargadas en un sincrotrón que tiene cuatro secciones de giro; j al menos aproximadamente 16 y de preferencia aproximadamente 24, 32 o más bordes de concentración de bordes por órbita del haz de partículas cargadas en el sincrotrón; i ! únicamente 4 secciones de giro donde cada una de las secciones de giro incluye al menos 4 y preferiblemente 8 bordes de ¡ I concentración de bordes; ¡ un número igual de secciones rectas y secciones de giro; j i exactamente 4 secciones de giro; ¡ al menos 4 bordes de concentración de bordes por sección de giro; ] ningún cuadrupolo en la trayectoria de circulación del sincrotrón! una configuración de polígono rectangular de esquinas redondeadas; una circunferencia de menos de 60 metros; I una circunferencia de menos de 60 metros y 32 superficies de concentración de bordes; y/o cualquier de los aproximadamente 8, 16, 24 ó 32 imanes n cuadrupolo por trayectoria de circulación del sincrotrón, donde los imanes no cuadrupolo incluyen bordes de concentración de bordes.

Nuevamente haciendo referencia a la figura 8, se describe la superficie incidente magnética 870 del primer imán 810. La figura 8 no está a escala y es ilustrativa en naturaleza. Las imperfecciones o desniveles locales en calidad del acabado de la superficie incidente 870 resultan en falta de homogeneidad o imperfecciones en el campo magnético aplicado al espacio 610. Preferiblemente, la superficie incidente 870 es plana, tal como aproximadamente un pulido de acabado de cero a tres mieras, o con menos preferencia aproximadamente un pulido de acabado de diez mieras.

Haciendo referencia aún a la figura 8, se describen elementos de imán adicionales. El primer imán 810 preferiblemente contiene una distancia transversal inicial 890 del núcleo de hierro. Los contornos del campó magnético se conforman mediante los imanes 810, 820 y los yugos 812, 822.

I El núcleo de hierro se ahúsa a una segunda distancia transversal 892. Él campo magnético en el imán se queda de preferencia en el núcleo de hierro opuesto a los espacios 830, 840. Ya que la distancia transversal disminuye de la distancia transversal inicial 890 a la distancia transversal final 892, el campo magnético se concentra. El cambio en forma del imán de la distancia má's larga 890 a la distancia más corta 892 actúa como un amplificador. La concentración del campo magnético se ilustra al representar una densidad inicial de los vectores de campos magnéticos 894 en la sección transversal inicial 890 a una densidad concentrada de los vectores de campos magnéticos 896 en la sección transversal final 892. La concentración del campó magnético debido a la geometría de los imanes de giro resulta en menos bobinas de devanado 850, 860 requeridas y también un suministro de energía menor requerido para las bobinas. i En un ejemplo, la distancia transversal inicial 890 es aproximadamente de quince centímetros y la distancia transversal final 892 es aproximadamente de diez centímetros. Al utilizar los números provistos la concentración del campo magnético es de aproximadamente 15/10 ó 1.5 veces en la superficie incidente 870 del espacio 610, aunque la relación no es lineal. El cono 842 tiene una pendiente, tal como aproximadamente 20, 40 ó 60 grados. La concentración del campo magnético, tal como por 1.5 veces, I lleva a una disminución correspondiente en los requerimientos de consumo dé energía a los imanes.

Aún haciendo referencia a la figura 8, el primer imán 810 preferiblemente contiene una distancia transversal inicial 890 del núcleo de hierro. Los contornos del campo magnético se conforman mediante los imanes 810, 820 y los yugos 812, 822. En este ejemplo, el núcleo estrecha una segunda distancia transversal 892 con un ángulo más pequeño teta, 0. Como se describe, el campo magnético en el imán se queda de preferencia eh el núcleo de hierro opuesto a los espacios 830, 840. Ya que la distancia transversal disminuye de la distancia transversal inicial 890 a la distancia transversal final 892, el campo magnético se concentra. El ángulo más pequeño, teta, resulta en una amplificación del campo magnético que va de la distancia más larga 890 a la distancia más pequeña 892. La concentración del campo magnético se ilustra al representar una densidad inicial de los vectores de campos magnéticos 894 en la sección transversal inicial 890 a una densidad concentrada de los vectores de campos magnéticos 896 en la sección transversal final 892. La concentración del campo magnético debido a i la geometría de los imanes de giro resulta en menos bobinas de devanado 850, 860 requeridas y también un suministro de energía menor requerido para las bobinas de devanado 850, 860.

Aún haciendo referencia a la figura 8, las bobinas de corrección opcionales 852, 862 se ilustran como las utilizadas para corregir la resistencia de uno o más imanes de giro. Las bobinas de corrección 852, 862 complementan las bobinas de devanado 850, 860. Las bobinas de corrección 852, 862 tienen suministros de energía de bobinas de corrección que están separadas de los suministros de energía de bobinas de devanado utilizadas con las bobinas de devanado 850, 860. Los suministros de energía de bobinas de corrección generalmente operan en una fracción de la energía requerida comparada con los suministros de energía de bobinas de devanado, tales como aproximadamente 1 , 2, 3, 5, 7 ó 10 por ciento de la energía y con mayor preferencia aproximadamente 1 ó 2 por ciento de la energía utilizado con las bobinas de devanado 850, 860. La energía de operación menor aplicada a las bobinas de corrección 852, 862 permite un control más exacto y/o preciso de las bobinas de corrección. Las bobinas de corrección se utilizan para ajustarse para la imperfección en los imanes de giro 510, 520, 530, 540. Opcionalmente, las bobinas de corrección separadas se utilizan para cada imán de giro permitiendo el ajuste individual del campo magnético para cada imán de giro, que disminuye los requerimientos de calidad en la fabricación dé cada imán de giro.

Ahora haciendo referencia a la figura 9, se ilustra un ejemplo dé bobinas de devanado y bobinas de corrección sobre una pluralidad de imanes de giro 510, 520, 530, 540 en una sección de giro de haces de iones 420. Uno o más sensores de campos magnéticos de alta precisión están colocados en el sincrotrón y se utilizan para medir el campo magnético en o cerca de lá trayectoria de haces de protones. Por ejemplo, los sensores magnéticos 950 están opcionalmente colocados entre los imanes de giro y/o dentro de un imán de giro, tal como en o cerca del espacio 610 o en o cerca del núcleo de imán o yugo. Los sensores son parte de un sistema de retroalimentación para las bobinas de corrección. De este modo, el sistema preferiblemente estabiliza el campo magnético en los elementos de sincrotrón más que estabilizar la corriente aplicada a los imanes. La estabilización del campo magnético permite que el sincrotrón llegue rápidamente a un nuevo nivel de energía. Esto permite que se controle el sistema a un nivel de energía de operador ó algoritmo seleccionado con cada pulso del sincrotrón y/o con cada respiro del paciente.

Las bobinas de devanado y/o corrección corrigen 1 , 2, 3 ó 4 imanes de giro y preferiblemente corrige un campo magnético generado por dos imanes de giro. Una bobina de devanado o corrección que cubre múltiples imanes reduce el espacio entre los imanes en tanto se requieran menos extremos de bobinas de devanado o corrección, los cuales ocupan espacio.

Ahora haciendo referencia a las figuras 10A y 10B, se describe él sistema acelerador 270 tal como un sistema acelerador de radio frecuencia (RF). El acelerador incluye una serie de bobinas 1010-1019, tales como bobinas de hierro o ferrita, cada una abarcando de manera circunferencial él sistema de vacío 320 a través del cual pasa el haz de protones 264 en él sincrotrón 130. Haciendo referencia ahora a la figura 10B, se describe una primera bobina 1010. Un bucle de cable estándar 1030 completa al menos un giro sobre la primera bobina 1010. El bucle se acopla a un microcircuito 1020. Nuevamente haciendo referencia a la figura 10A, un sintetizador de RF 1040, que está preferiblemente conectado al controlador principal 110, provee una señal de RF de bajo voltaje que está sincronizada con el periodo dé circulación de protones en la trayectoria de haces de protones. El sintetizadpr de RF 1040, el microcircuito 1020, el bucle 1030 y la bobina 1010 se combinan para proveer un voltaje de aceleración para los protones en lia trayectoria de haces de protones 264. Por ejemplo, el sintetizador de RF 1040 envía una señal al microcircuito 1020, que amplifica la señal de RF de bajó voltaje y da un voltaje de aceleración, tal como aproximadamente 10 voltios. El voltaje de aceleración real para una sola combinación dé microcircuito/bucle/bobina es de aproximadamente 5, 10, 15 ó 20 voltios, per es preferiblemente de aproximadamente 10 voltios. De preferencia, el microcircuito amplificador de RF y la bobina de aceleración están integrados.

Aún haciendo referencia a la figura 10A, se repiten él microcircuito amplificador de RF y la bobina de aceleración presentados en la figura 10B, como se ilustra como el juego de bobinas 1011-1019 rodeando él tubo de vacío 320. Por ejemplo, el sintetizador de RF 1040, bajo la direccióñ del controlador principal 130, envía una señal de RF a los microcircuitos 1020-1029 conectados a las bobinas 1010-1019, respectivamente. Cada una de las combinaciones de microcircuito/bucle/bobina genera un voltaje de aceleración de protones, tal como aproximadamente 10 voltios cada una. Por lo tanto, un juego de cinco combinaciones de bobinas genera aproximadamente 50 voltios para la aceleración de protones. De preferencia se utilizan aproximadamente de 5 a 20 combinaciones de microcircuito/bucle/bobina y más preferiblemente se utilizan alrededor de 9 ó 10 combinaciones de microcircuito/bucle/bobina en el sistema acelerador 270.

Como un ejemplo clarificante adicional, el sintetizador de RF 1040 envía una señal de RF con un periodo igual al periodo de circulación de un protón alrededor del sincrotrón 130 a un juego de diez combinaciones de microcircuito/bucle/bobina, que resulta en aproximadamente 100 voltios para la aceleración de los protones en la trayectoria de haces de protones 264. Los 100 voltios se generan en una escala de frecuencias, tal como en aproximadamente 1 MHz para un haz de protones de baja energía ja aproximadamente 15 MHz para un haz de protones de alta energía. La señal de RF opcionalmente está establecida en un integrador múltiple de un periodo de circulación de los protones alrededor de la trayectoria de circulación del sincrotrón. Cada una de las combinaciones de microcircuito/bucle/bobina es opcionalmente controlada de manera independiente en términos de voltaje y frecuencia de aceleración.

La integración del microcircuito de amplificador de RF y la bobina de aceleración, en cada combinación de microcircuito/bucle/bobina resulta eh tres ventajas considerables. Primero, para los sincrotrones, la técnica antecedente no utiliza microcircuitos integrados con las bobinas dé aceleración, sino que utiliza un juego de cables largos para proporcionar energía a un juego de bobinas correspondiente. Los cables largos tienen una impedancia/resistencia, que es problemática para el control de RF de alta frecuencia. Como un resultado, el sistema de la técnica antecedente no es operable en altas frecuencias, tales como arriba de aproximadamente 10 i MHz. El microcircuito de amplificador de RF integrado/sistema de bobina dé i aceleración es operable arriba de aproximadamente 10 MHz e incluso 15 MHz donde la impedancia y/o resistencia de los cables largos en los sistemas de la técnica antecedente resulta en un control deficiente o falla en la aceleración de protones. Segundo, el sistema de cable largo, que opera en frecuencias más bajas, cuesta aproximadamente $50,000 y el sistema de microcircuitó integrado cuesta aproximadamente $1000, que es 50 veces menos costoso. Tercero, las combinaciones de microcircuito/bucle/bobina conjunto con él sistema de amplificador de RF resulta en un diseño de consumo de bajá energía compacto que permite la producción y el uso de un sistema de terapia contra el cáncer mediante protones que es un espacio pequeño, como se describió anteriormente y de una manera rentable.

Haciendo referencia ahora a la figura 11 , se utiliza un ejemplo para clarificar el control del campo magnético utilizando un bucle dé retroalimentación 1100 para cambiar los tiempos de suministro y/o periodos I de suministro de pulso de protones. En un caso, un sensor respiratorio 1110 detecta el ciclo de respiración del sujeto. El sensor respiratorio envía lá información a un algoritmo en un controlador de campo magnético 1120, generalmente por medio de un módulo de interfaz del paciente 150 y/o por ¡ medio de un controlador principal 110 o un subcomponente del mismo. El i algoritmo predice y/o mide cuando el sujeto está en un punto en particular en el ciclo de respiración, tal como en lo profundo de una respiración. Los sensores de campos magnéticos 1130 se utilizan como entrada al controlador de campo magnético que controla un suministro de energía del imán 1140 para un campo magnético dado 1150, tal como dentro de un primer imán de giro 510 de un sincrotrón 130. El bucle de retroalimentación de control se usa de este modo para marcar el sincrotrón a un nivel de energía seleccionado iy suministra protones con la energía deseada en un punto seleccionado en él tiempo, tal como en lo profundo de una respiración. Más particularmente, él i controlador principal inyecta protones en el sincrotrón y acelera los protones de una manera que combinada con la extracción suministra los protones al tumor en un punto seleccionado en el ciclo de respiración. La intensidad del haz de protones también se puede seleccionar y controlar mediante él controlador principal en esta etapa. El control de retroalimentación para las bobinas de corrección permite una selección rápida de niveles de energía del sincrotrón que están relacionados con el ciclo de respiración del pacient .

Este sistema está en marcado contraste con un sistema donde la corriente se estabiliza y el sincrotrón suministra pulsos con un periodo, tal como 10 ó 20 ciclos por segundo con un periodo fijo. Opcionalmente, el diseño de campo dé i retroalimentación o de campo magnético acoplado con las bobinas dé corrección permite que el ciclo de extracción coincida con la escala respiratoria del paciente.

Los sistemas de extracción tradicionales no permiten que est control como imanes tenga memorias en términos tanto de magnitud como de amplitud de una onda sinusoidal. Por lo tanto, en un sistema tradicional, para cambiar la frecuencia, deben utilizarse cambios lentos en la corriente. Sin embargo, con el uso del bucle de retroalimentación que utiliza los sensores dé campo magnético, la frecuencia y el nivel de energía del sincrotrón se pueden ajustar rápidamente. Ayudando adicionalmente a este procedimiento está él uso de un sistema de extracción novedoso que permite la aceleración de los protones durante el procedimiento de extracción, descrito a continuación.

EJEMPLO III Haciendo referencia nuevamente a la figura 9, se provee uh ejemplo de bobina de devanado 930 que cubre dos ¡manes de giro 510, 520;. Opcionalmente, una primera bobina de devanado 940 cubre un imán o una segunda bobina de devanado 920 cubre una pluralidad de imanes 510, 520 Como se describió anteriormente, este sistema reduce el espacio entre la sección de giro permitiendo que se apliquen más campos magnéticos por radián de giro. Se ilustra una primera bobina de corrección 910 que se utiliza para corregir el campo magnético para el primer imán de giro 510. Se ilustra una segunda bobina de corrección 920 que se utiliza para corregir el campó magnético para una bobina de devanado 930 sobre dos imanes de giro. Se prefieren las bobinas de corrección individuales para cada imán de giro y las bobinas de corrección individuales dan el campo magnético más preciso y/p exacto en cada sección de giro. Particularmente, la bobina de corrección individual 910 se utiliza para compensar las imperfecciones en el imán individual de una sección de giro dada. Por ende, con una serie de sensores de campos magnéticos, los campos magnéticos correspondientes se pueden ajustar individualmente- en una serie de bucles de retroalimentación, mediante un sistema de monitoreo de campos magnéticos, mientras se utiliza una bobina independiente para cada sección de giro. Alternativamente, se utiliza una bobina de corrección de múltiples imanes para corregir el campo magnético para una pluralidad de imanes de sección de giro.

Superficie de espacio plano i Mientras la superficie de espacio se describe en términos del primer imán de giro 510, la discusión aplica a cada uno de los imanes de giro en el sincrotrón. De manera similar, mientras la superficie de espacio 610 se describe en términos de la superficie incidente de campo magnético 670, la discusión adicionalmente se aplica de manera opcional a la superficie de salida de campo magnético.680.

La superficie incidente de campo magnético 80 del primer imán 810 es de preferencia plana, como dentro de un pulido de acabado de aproximadamente cero a tres mieras o menos de preferencia un pulido de acabado de aproximadamente diez mieras. Al ser muy plana, la superficie pulida extiende la irregularidad del campo magnético aplicado a través del espacio 610. La superficie muy plana, tal como un acabado de aproximadamente 0, 1 , 2, 4, 6, 8, 10, 15 ó 20 mieras permite un tamaño de espacio menor, un campo magnético aplicado menor, suministros de energía menores y control más estricto del área transversal de haces de protones. La superficie de salida de campos magnéticos 880 también es de preferencia plana.

Extracción de haces de protones Haciendo referencia ahora a la figura 12, se ilustra un procedimiento de extracción de protones ejemplar del sincrotrón 130. Para claridad, la figura 12 elimina los elementos representados en la figura 2, como los imanes de giro, que permite una mayor claridad de presentación de la trayectoria de haces de protones como una función de tiempo. Generalmenté, los protones se extraen del sincrotrón 130 al bajar la velocidad de los protones. Como se describe, los protones se aceleraron inicialmente en una trayectoria de circulación 264 que se mantiene con una pluralidad de imanes de flexión principales 250. La trayectoria de circulación se menciona aquí como una línea de haz central original 264. Los protones circulan de manera repetida alrededor de un punto central en el sincrotrón 280. La trayectoria dé protones pasa a través de un sistema de cavidad de radio frecuencia (RF) 1210. Para iniciar la extracción, se aplica un campo de RF a través de una primera laminilla 1212 y una segunda laminilla 1214 en el sistema de cavidad de RF 1210. La primera laminilla 1212 y la segunda laminilla 1214 se mencionan en la presente como un primer par de laminillas. ¡ i En el procedimiento de extracción de protones, se aplica uh voltaje de RF a través del primer par de laminillas, donde la primera laminilla 1212 del primer par de laminillas está en un lado de la trayectoria de haces dé i protones de circulación 264 y la segunda laminilla 1214 del primer par de laminillas está en un lado opuesto de la trayectoria de haces de protones de circulación 264. El campo de RF aplicado aplica energía al haz de partículas cargadas de circulación. El campo de RF aplicado altera la trayectoria de haces en órbita y de circulación ligeramente de los protones de la línea de ház central original 264 a una trayectoria de haces de circulación alterada 265. Con un segundo paso de los protones a través del sistema de cavidad de RF, el campo de RF mueve adicionalmente los protones fuera de la línea de haz de protones origina 264. Por ejemplo, si la línea de haz original se considera como una trayectoria circular, entonces la línea de haz alterada es ligeramente elíptica. Se calcula el tiempo del campo de RF aplicado para aplicar el movimiento hacia afuera o hacia adentro a una banda de protone!s dada que circula en el acelerador sincrotrón. Cada órbita de los protones está ligeramente más afuera del eje comparado con la trayectoria de haces de circulación original 264. Los pasos sucesivos de los protones a través dél sistema de cavidad de RF se fuerzan adicionalmente y desde la línea de haz central original 264 al alterar la dirección y/o intensidad del campo de RF con cada paso sucesivo del haz de protones a través del campo de RF.

El voltaje de RF está modulado por frecuencia en una frecuencia aproximadamente igual al periodo de un protón que circula alrededor del sincrotrón por una revolución o en una frecuencia que es un múltiplo integral del periodo de un protón circulando alrededor del sincrotrón. El voltaje modulado de frecuencia de RF aplicado estimula una oscilación del betatrón.

Por ejemplo, la oscilación es un movimiento de onda sinusoidal de los protones. El procedimiento de cálculo de tiempo del campo de RF a un haz de protones dado dentro del sistema de cavidad de RF se repite miles de veces con cada paso sucesivo de los protones que se mueven aproximadamente un micrómetro adicional fuera de la línea de haz central original 264. Para la claridad, las aproximadamente 1000 trayectorias de haces de cambio con cada trayectoria sucesiva de una banda de protones dada a través del campo de RF se ilustran como una trayectoria alterada de haces 265.

Con una amplitud de betatrón de onda sinusoidal suficiente, la trayectoria alterada de haces de circulación 265 toca un material 1230, como una hoja o un pliego de hoja. La hoja preferiblemente es un material ligero, como berilio, un hidruro de litio, un pliego de carbono o un material de carga nuclear baja. Un material de una carga nuclear baja es un material compuesto de átomos que consisten esencialmente en átomos que tienen seis o menos protones. La hoja de preferencia es de aproximadamente 10 a 150 mieras de espesor, más preferiblemente 30 a 100 mieras de espesor y aún más preferiblemente 40-60 mieras de espesor. En un ejemplo, la hoja es berilio con un espesor de aproximadamente 50 mieras. Cuando los protones atraviesan la hoja, la energía de los protones se pierde y la velocidad de los protones sé reduce. Comúnmente, también se genera una corriente, la cual se describe a continuación. Los protones que se mueven a menor velocidad viajan en él sincrotrón con un radio reducido de curvatura 266 comparado con la línea dé i haz central original 264 o la trayectoria alterada de circulación 265. El radió reducido de la trayectoria de curvatura 266 también se menciona en la presente como una trayectoria que tiene un diámetro menor de trayectoria o una trayectoria que tiene protones con energía reducida. El radio de curvatura reducido 266 por lo general es de aproximadamente dos milímetros menos que un radio de curvatura del último paso de protones a lo largo de la trayectoria alterada de haces de protones 265.

El espesor del material 1230 se ajusta opcionalmente para crear un cambio en el radio de curvatura, tal como aproximadamente ½, 1 , 2, 3 ó 4 mm menos que el últimos paso de los protones 265 o el radio de curvatura original 264. Los protones que se mueven con el radio de curvatura más pequeño viajan entre un segundo par de laminillas. En un caso, el segundo par de laminillas es físicamente distinto y/o está separado del primer par de laminillas. En un segundo caso, una del primer par de laminillas también es un miembro de un segundo par de laminillas. Por ejemplo, el segundo par dé laminillas es la segunda laminilla 1214 y una tercera laminilla 1216 en el sistema de cavidad de RF 1210. Una señal DC de voltaje alto, tal como aproximadamente 1 a 5 kV, entonces se aplica a través del segundo par dé laminillas, que dirige los protones fuera del sincrotrón a través de un imán de extracción 292 tal como el imán de extracción Lamberson, hacia una trayectoria de transporte 268.

El control de la aceleración de la trayectoria de haces dé partículas cargadas en el sincrotrón con el acelerador y/o campos aplicados de los imanes de giro en combinación con el sistema de extracción antes I descrito permite el control de la intensidad del haz de protones extraídos, donde la intensidad es un flujo de protones por unidad de tiempo o el número de protones extraído como una función de tiempo. Por ejemplo, cuando una corriente se mide más allá de un umbral, la modulación del campo de RF en el sistema de cavidades de RF se termina o reinicia para establecer un ciclb ¡ subsiguiente de extracción de haces de protones. Se repite esté procedimiento para dar como resultado muchos ciclos de extracción de hacéis de protones del acelerador sincrotrón. ; Ya que el sistema de extracción no depende de ninguna carga en las propiedades de campo magnético, permite que el sincrotrón continúe i operando en modo de aceleración y desaceleración durante el procedimiento de extracción. Dé manera diferente, el procedimiento de extracción no i interfiere con la aceleración del sincrotrón. En marcado contraste, los sistemas ¡ de extracción tradicional introducen un campo magnético nuevo ta como por medio de un hexapolo durante el procedimiento de extracción. Má¿ particularmente, los sincrotrones tradicionales tienen un imán, tal como un imán hexapolo, que está apagado durante una etapa de aceleración. Durant la fase de extracción, el campo magnético hexapolo se introduce en la trayectoria de circulación del sincrotrón. La introducción del campo magnético necesita dos modos distintos, un modo de aceleración y un modo de extracción que son excluyentes en tiempo. i Contol de intensidad del haz de partículas cargadas El control del campo aplicado, tal como un campo de radio frecuencia (RF), la frecuencia y la magnitud en el sistema de cavidad de RF 1210 permiten el control de intensidad del haz de protones extraídos, donde ia intensidad es un flujo de protones extraídos por unidad de tiempo o el número de protones extraídos como una función de tiempo.

Todavía haciendo referencia a la figura 12, cuando los protones en el haz de protones golpean el material 1230, se despiden electrones resultando en una corriente. La corriente resultante se convierte en un voltaje y se utiliza como parte de un sistema de monitoreo de intensidad de haces de iones o como parte de un bucle de retroalimentación de haces de iones para controlar la intensidad del haz. El voltaje se mide opcionalmente y se envía al controlador principal 110 o a un subsistema del controlador. Más particularmente, cuando los protones en la trayectoria de haces de partículas cargadas pasan a través del material 1230, algunos protones pierden una pequeña fracción de su energía, tal como aproximadamente un una décima parte de un porcentaje que resulta en un electrón secundario. Es decir, los protones en la trayectoria de haces de partículas cargadas empujan algunos electrones cuando pasan a través del material 1230 dando a los electrones la suficiente energía para causar una emisión secundaria. El flujo de electrones resultante resulta en una corriente o señal que es proporcional al número dé protones que pasan a través del material objetivo 1230. La corriente resultante se convierte preferiblemente a voltaje y se amplifica. La señal resultante sé conoce como señal de intensidad medida. i La señal amplificada o la señal de intensidad medida resultante i de los protones que pasan a través del material 1230 se utiliza j preferiblemente en el control de la intensidad de los protones extraídos. Po'r ¡ ejemplo, se compara la señal de intensidad medida con una señal de meta, la cual se predetermina en una irradiación del plan de tumor 1260. En un I ejemplo, el plan de tumor 1260 contiene, dirigidas a la meta u objetivo, lá i energía y la intensidad del haz de protones emitido en función de la posición en x, la posición en y, el tiempo y/o la posición de rotación del paciente. Sé í calcula la diferencia entre la señal de intensidad medida y la prevista para lá i i señal de meta. Se utiliza la diferencia como control para el generador de RF|.

Por consiguiente, el flujo de corriente medido, resultante de los protones qué i pasan a través del material 1230, se utiliza como control en el generador dé RF para aumentar o disminuir el número de protones sometidos a la oscilación ? en el betatrón y que chocan contra el material 1230. Por consiguiente, él i voltaje determinado del material 1230 se utiliza como medida de la trayectoria orbital y se utiliza como control de retroalimentacion para controlar el sistema de cavidades de RF. Alternativamente, no se utiliza la señal de intensidad ! medida en el control de retroalimentacion y se usa solamente como monitor de la intensidad de los protones extraídos. \ i Como se ha descrito anteriormente, los fotones que chocan I contra el material 1230 es un paso en la extracción de los protones del I ! I sincrotrón 130. Por consiguiente, la señal de intensidad medida se utiliza para cambiar el número de protones por unidad de tiempo que se extraen, que se conoce como intensidad del haz de protones. La intensidad del haz de protones está entonces bajo el control de algoritmos. Además, la intensidad del haz de protones se controla independientemente de la velocidad de los protones en el sincrotrón 130. Por consiguiente, la intensidad de los protones extraídos y la energía de los protones extraídos son independientemente variables.

Por ejemplo, los protones se mueven inicialmente en una trayectoria de equilibrio en el sincrotrón 130. Se utiliza un campo de RF para excitar los protones provocando oscilación en el betatrón. En un caso, (a frecuencia de la órbita de los protones es de aproximadamente 10 MHz. En un ejemplo, en aproximadamente un milisegundo o después de aproximadamente 10,000 órbitas, los primeros protones chocan contra un borde exterior del material de objetivo 130. La frecuencia específica depende del período de la órbita. Al chocar contra el material 130, los protones empujan los electrones a través de la hoja metálica para producir una corriente. La corriente se convierte en voltaje y se amplifica a producir una la señal de intensidad medida. Se utiliza la señal de intensidad medida como entrada de retroalimentación para controlar la magnitud de RF aplicada, la ¡ frecuencia de RF o el campo de RF. Preferiblemente, se compara la señal dé intensidad medida con una señal de objetivo y se utiliza una medida de la diferencia entre la señal de intensidad medida y la señal de objetivo pará ajustar el campo de RF aplicado en el sistema de de RF 1210 en el sistema de extracción para controlar la intensidad de la protones en el paso de extracción. Dicho de otra manera, la señal que resulta de los protones qué chocan contra material 130, y/o pasan a través del mismo, se utiliza como entrada en la modulación del campo de RF. Un aumento de la magnitud de la modulación de RF resulta en que los protones choquen más pronto contra la lámina o material 130. Al aumentar la RF, más protones son empujados hacia i la hoja metálica, lo cual resulta en un aumento de la intensidad, o más protones por unidad de tiempo, de protones extraídos del sincrotrón 130. J En otro ejemplo, se utiliza un detector 1250 externo al sincrotrón 130 para determinar el flujo de protones extraídos del sincrotrón y se utilizá una señal del detector externo para alterar el campo de RF o la modulación dé RF en el sistema de cavidades de RF 1210. En la presente el detector externo genera una señal externa, la cual se utiliza de manera similar a la señal de intensidad medida, descrita en los párrafos precedentes. En particular, sé compara la señal de intensidad medida con una señal deseada del plan de irradiación 1260 en un controlador de intensidad de retroalimentación 1240, él cual ajusta el campo de RF entre la primera placa 1212 y la segunda placa 1214 en el procedimiento de extracción, descrito anteriormente. ; En otro ejemplo todavía, cuando se mide más allá de un umbral una corriente del material 130 resultantes de los protones que pasan a través del material o chocan contra el mismo, se termina o reinicia la modulación de campo RF en el sistema de cavidades de RF para establecer un ciclo subsiguiente de extracción de haz de protones. Se repite este procedimiento para dar como resultado muchos ciclos de extracción de haz de protones del acelerador sincrotrón.

? En otra modalidad todavía, la modulación de intensidad del haz de protones extraído es controlado por el controlador principal 110. El controlador principal 110 controla de manera opcional y/o adicional la sincronización de la extracción del haz de partículas cargadas y la energía extraída de haz de protones.

Los beneficios del sistema incluyen un sistema multidimensionál de exploración. En particular, el sistema permite la independencia en: (1) la energía de los protones extraídos y (2) la intensidad de los protones extraídos. Es decir, la energía de los protones extraídos es controlada por un sistema dé control de energía y un sistema de control de intensidad controla la intensidad de los protones extraídos. El sistema de control de energía y el sistema dé control de intensidad son controlados opcionalmente de manera independiente. Preferiblemente, el controlador principal 110 controla él sistema de control de energía y el controlador principal controla al mismo tiempo el sistema de control de intensidad para producir un haz de protones extraídos con energía controlada e intensidad controlada, en donde la energía controlada y la intensidad son controlados son independientemente variables. Así, el punto de irradiación que choca contra el tumor está bajo el control independiente de: tiempo energía; intensidad; \ posición en el eje x, donde el eje x representa el movimiento horizontal del haz de protones en relación con el paciente, y posición en el eje y, donde el eje y representa el movimiento vertical del haz de protones en relación con el paciente.

Además, se hace girar al paciente opcionalmente de manera independiente en relación con un eje de traslación del haz de protones al mismo tiempo. El sistema es capaz de la variabilidad de energía de pulso a pulso. Además, el sistema es capaz de modulación de energía dinámica durante un pulso, permitiendo la exploración tridimensional de haz de protones con modulación energía y/o intensidad.

Haciendo referencia ahora a las figuras 13A-13B, se describe un sistema de verificación de posición de haz de protones 1300. Una boquilla 1310 proporciona una salida para el segundo sistema de vacío a presión reducida que iniciar en la hoja 395 del acelerador tándem 390 y que atraviesa el sincrotrón 130 a una hoja metálica 1320 que cubre el extremo de la boquilla 1310. La boquilla se expande en el área en sección transversal a lo largo del eje z de la trayectoria de haz de protones 268 para permitir que el haz de protones 268 sea explorado a lo largo de los ejes x e y por el elemento dé control vertical 142 y elemento de control horizontal 144, respectivamente. La hoja metálica de boquilla 1320 está soportada preferiblemente de manera mecánica por los bordes exteriores de un puerto de salida de la boquilla 1310. Un ejemplo de hoja metálica de boquilla 1320 es una lámina de 2.54 milímetros de grosor de hoja de aluminio. En general, el hoja metálica dé boquilla separa presiones atmosféricas en el lado del paciente de la hoja i metálica de boquilla 1320 de la región de baja presión, tal como la región dé aproximadamente 10~5 a 10"7 torr, en el lado del sincrotrón 130 de la hoja metálica de boquilla 1320. Se mantiene la región de baja presión para reducir la dispersión del haz de protones 264, 268.

Haciendo referencia todavía a las figuras 13A-13B, el sistema dé verificación de haz de protones 1300 es un sistema que permite monitorear la I posición real de haz de protones 268, 269 en tiempo real sin la destrucción del haz de protones. El sistema de verificación de haz de protones 1300 incluye preferiblemente una capa de verificación de posición de haz de protones 1330, el cual se conoce también en la presente como capa de revestimiento, i luminescente, fluorescente, fosforescente, de radiación o de visualización. Lá ¡ capa de la verificación o la capa de revestimiento 1330 es preferiblemente un revestimiento o capa fina sustancialmente en contacto con una superficié I interior de la hoja metálica de boquilla 1320, donde la superficie interior está i en el lado del sincrotrón de la hoja metálica de boquilla 1320. Menos preferiblemente, la capa de la verificación o capa de revestimiento 1330 está sustancialmente en contacto con la superficie exterior de la hoja de boquilla 1320, donde la superficie externa está en' él lado del tratamiento de paciente de la hoja metálica de boquilla 1320. Preferiblemente, la hoja metálica dé boquilla 1320 proporciona una superficie de sustrato para el revestimiento mediante la capa de revestimiento, pero se coloca opcionalmente un elemento de soporte separado de capa revestimiento, sobre el cual se monta el revestimiento 1330, en cualquier parte de la trayectoria de haz de protones 268.

Haciendo referencia todavía a las figuras 13A-13B, él revestimiento 1330 da una respuesta espectroscópica mensurable, especialmente visualizable por el detector 1340, como resultado de la transmisión por el haz de protones 268. El revestimiento 1330 és preferiblemente una sustancia fosforescente, pero es opcionalmente cualquiér material que sea visualizable o representada por un detector, donde él material cambia espectroscópicamente como resultado de la trayectoria de haz de protones 268 que choca contra el revestimiento 1330 o transmite a través del mismo. Un detector o cámara 1340 visualiza la capa de revestimiento 1330 y determina la posición actual del haz de protones 268 por las diferencias espectroscópicas resultantes de los protones que pasan a través de la capa de revestimiento. Por ejemplo, la cámara 1340 visualiza ía superficie de revestimiento 1330 como el haz de protones 268 que está siendo explorado por los elementos de control de posición de haz horizontal 144 y vertical 142 durante el tratamiento de tumor 1420. La cámara 1340 visualiza la posición actual del haz de protones 268, medida por la respuesta espectroscópica. La capa de revestimiento 1330 es preferiblemente una sustancia fosforescente o un material luminiscente que brilla o emite fotones por un corto período de tiempo, por ejemplo menos de 5 segundos para uña intensidad del 50%, como resultado de la excitación por el haz de protones 268. Opcionalmente, se utiliza una pluralidad de cámaras o detectores 1340, donde cada detector visualiza la totalidad o una parte de la capa de revestimiento 1330. Por ejemplo, se utilizan dos detectores 1340 cuando un primer detector visualiza de una primera mitad de la capa de revestimiento y el segundo detector visualiza una segunda mitad de la capa de revestimiento. Preferiblemente, se monta el detector 1340 en la boquilla 1310 para visualizar la posición del haz de protones después de pasar por los controladores de primer eje y segundo eje 142, 144. Preferiblemente, se coloca la capa de revestimiento 1330 en la trayectoria de haz de protones 268' en una posición previa al choque de los protones con el paciente 1430. .

Haciendo referencia todavía a las figuras 13A-13B, el controladór principal 130, conectado a la salida de cámara o detector 1340, compara la posición real de haz de protones 268 con la posición prevista de haz de ¡ protones y/o una referencia de calibración para determinar si la posición real de haz de protones 268 está dentro de la tolerancia. Se utiliza el sistema de verificación de haz de protones 1300 preferiblemente en al menos dos fases, una fase de calibración y una fase de tratamiento con haz de protones. Se utiliza la fase de calibración para relacionar, en función de la posición x, y de la respuesta que brilla, la posición x, y del haz de protones en la ¡nterfaz del paciente. Durante la fase de tratamiento con haz de protones, se controla y se compara la posición del haz de protones con el plan de calibración y/o tratamiento para verificar el suministro correcto de protones al tumor 1420 y/o como un indicador de seguridad de cierre de haz de protones. i Colocación del paciente Haciendo referencia ahora a las figuras 14A-14B, se coloca al paciente preferiblemente en o dentro de un sistema de colocación de paciente 1410 del módulo de interfaz de paciente 150. Se utiliza el sistema de colocación de paciente 1410 para impartir movimiento de traslación al paciente y/o impartir movimiento de rotación al paciente en una zona donde el haz de protones pueda explorar el tumor usando un sistema de exploración 140 o sistema de direccionamiento de protones, que se describe i posteriormente. Esencialmente, el sistema de colocación de paciente 1410 realiza grandes movimientos del paciente para colocar el tumor cerca del centro de una trayectoria de haz de protones 268 y el sistema de exploración o direccionamiento de protones 140 realiza movimientos finos de la posición i del haz momentánea 269 en la selección del tumor 1420 como objetivo. Para ¡lustrar, las figuras 14A-14B muestran la posición momentánea de haz de protones 269 y una gama de posiciones explorables 1440 usando el el sistema de exploración o direccionamiento de protones 140, donde las posiciones explorables 1440 están alrededor del tumor 1420 del paciente 1430. En este ejemplo, se exploran las posiciones explorables a lo largo de los ejes x e y; sin embargo, se realiza la exploración opcionalmente de manera simultánea, a lo largo del eje z, como se describe posteriormente.

Esto muestra ilustrativamente que el movimiento en el eje y del paciente ocurre en una escala del cuerpo, tales como el ajuste de aproximadamente 0.3, 0.6, 0.9 ó 1.2 metros, mientras que la región explorable del haz de protones 268 cubre una porción del cuerpo, tal como una región de aproximadamente 2.5, 5, 10, 15, 20, 25 ó 30 centímetros. El sistema de colocación de paciente y su rotación y/o traslación de paciente se combina con el sistema de direccionamiento de protones para dar suministro preciso y/o exacto de los protones al tumor.

Haciendo referencia todavía a las figuras 14A-14B, el sistema de colocación de paciente 1410 incluye opcionalmente una unidad inferior 1412 y una unidad superior 1414, tales como discos o una plataforma. Haciendo referencia ahora a la figura 14A, la unidad de colocación del paciente 1410 es preferiblemente ajustable en el eje y 1416 para permitir desplazamiento vertical del paciente en relación con el haz de protones para terapia 268. Preferiblemente, el movimiento vertical de la unidad de colocación del paciente 1410 es de aproximadamente 10, 20, 30 ó 50 centímetros por minuto. Haciendo referencia ahora a la figura 14B, la unidad de colocación del paciente 1410 es también preferiblemente girable 1417 alrededor de un eje de rotación, por ejemplo alrededor del eje y que atraviesa el centro de la unidad inferior 1412 o alrededor de un eje y que atraviesa el tumor 1420, a permitir él control de rotación y la colocación del paciente en relación con la trayectoria de haz de protones 268. Preferiblemente, el movimiento de rotación de la unidad de colocación del paciente 1410 es de aproximadamente 360 gradofe por minuto. De manera opcional, la unidad de colocación del paciente gira aproximadamente 45, 90 ó 180 grados. De manera opcional, la unidad de colocación del paciente 1410 gira a una velocidad de aproximadamente 45, 90, 180, 360, 720 ó 1080 grados por minuto. La rotación de la unidad de colocación 1417 está ilustrada alrededor del eje de rotación en dos tiempos distintos, t1 y t2. Se suministran los protones opcionalmente al tumor 1420 en n ocasiones donde cada una de las n ocasiones representan diferentes direcciones del haz incidente de protones 269 que chocan contra el paciente 1430 debido a la rotación del paciente 1417 alrededor del eje de rotación.

Cualesquiera de las modalidades de colocación del paciente semivertical, sentado o tendido, descritas posteriormente, son trasladables opcionalmente en dirección vertical a lo largo del eje y o girables alrededor del eje de rotación o y.

Preferiblemente, las unidades superior e inferior 1412, 1414 se mueven juntas, de manera que giran a las mismas velocidades y se trasladan a las mismas velocidades. Opcionalmente, las unidades superior e inferior 1412, 1414 son independientemente ajustables a lo largo del eje y para permitir una diferencia de distancia entre las unidades superior e inferior 1412, 1414. Hay motores, fuentes de alimentación y conjuntos mecánicos para mover las unidades superior e inferior 1412, 1414, preferiblemente fuera de la trayectoria de haz de protones 269, por ejemplo debajo de la unidad inferior 1412 y/o arriba de la unidad superior 1414. Esto es preferible, ya que la unidad de colocación del paciente 1410 es preferiblemente girable aproximadamente 360 grados, y los motores, fuentes de alimentación y montajes mecánicos interfieren con los protones, si están colocados en la trayectoria de haz de protones 269.

Eficiencia del suministro de protones Haciendo referencia ahora a la figura 15, se presenta una distribución común de dosis relativas tanto para los rayos X como para la radiación de protones. Como se muestra, los rayos X depositan su dosis más alta cerca de la superficie del tejido seleccionado como objetivo y disminuyen luego exponencialmente en función de la profundidad del tejido. La deposición de energía de rayos-X cerca de la superficie no es ideal para los tumores ubicados profundamente dentro del cuerpo, que suele ser el caso, ya que se hace daño excesivo a las capas de tejidos blandos que rodean el tumor 1420. La ventaja de los protones es que depositan la mayor parte de su energía hacia el final de la trayectoria de vuelo, ya que la pérdida de energía por unidad de trayectoria del absorbedor atravesado por un protón aumenta con la disminución de velocidad de la partícula, dando lugar a un máximo considerable de ionización cerca del extremo de la gama, referido en lo sucesivo como el pico de Bragg. Además, puesto que la trayectoria de vuelo de los protones es variable, aumentando o disminuyendo su energía cinética inicial o velocidad inicial, entonces el pico correspondiente a la energía máxima es movible dentro del tejido. Así, se permite el control en el eje z dé la profundidad de penetración de protones mediante el procedimiento de aceleración/extracción, que se describe anteriormente. Como resultado de las características de distribución de dosis de protones, un oncólogo por radiación puede optimizar la dosis al tumor 1420, a la vez que reduce al mínimo la dosis i a los tejidos circundantes normales.

El perfil de energía de pico de Bragg muestra que los protones suministran su energía a través de toda la longitud del cuerpo penetrado por el protón hasta una profundidad máxima de penetración. Como resultado, se suministra la energía, en la porción distal del perfil de energía de pico de Bragg, al tejido, hueso y otros componentes sanos del cuerpo antes de que' el haz de protones choque con el tumor. De ello se deduce que cuanto más corta la longitud de trayectoria en el cuerpo antes de llegar al tumor, mayor es la eficiencia de la eficiencia de protones de suministro, donde la eficiencia de suministro de protones es una medida de cuánta energía se suministra al tumor con respecto a las porciones sanas del paciente. Ejemplos de la eficiencia de suministro de protones incluyen: (1) una relación de la energía ¡de protones suministrada al tumor con respecto a la energía de protones suministrada a los tejidos no tumorales; (2) longitud de trayectoria de protones en el tumor en comparación con la longitud de trayectoria en el tejido no tumoral; y (3) daño a un tumor en comparación con el daño a las partes sanas del cuerpo. Cualesquiera de estas medidas son ponderadas opcionalmeñte por el daño al tejidos sensible, como elemento del sistema nervioso, el corazón, el cerebro u otros órganos. Para ilustrar, para un paciente en posición tendida donde se hacer gira al paciente alrededor del eje y durante el tratamiento, un tumor cerca del corazón sería tratado a veces con protones que atraviesan la trayectoria de cabeza a corazón, la trayectoria de piernas a corazón o la trayectoria de cadera a corazón, que son ineficientes en todos los casos en comparación con un paciente en una posición sentada o semivertical, donde los protones son suministrados a través de una trayectoria más corta de pecho a corazón, de lado del cuerpo a corazón ?? de espalda a corazón. En particular, en comparación con una posición tendida, con una posición sentada o semivertical del paciente, una longitud de trayectoria más corta a través del cuerpo a un tumor se proporciona a un tumor ubicado en el tronco o la cabeza, lo cual resulta en una eficiencia más alta o mejor de suministro de protones.

En la presente la eficiencia de suministro de protones , se describe por separado por separado de la eficiencia en el tiempo o eficiencia en el uso de sincrotrón, que es una fracción de tiempo en que el aparato de haz de partículas cargadas está en operación. ! Profundidad de direccionamiento Haciendo referencia ahora a las figuras 16A-16E, la exploración en el eje x de de la haz de protones está ilustrada mientras que la energía en el eje z del haz de protones se somete a variación controlada 1600 para permitir la irradiación de segmentos del tumor 1420. Para mayor claridad dé la presentación, no se ilustra la exploración simultánea en el eje y que se realiza. En la figura 16A, la irradiación está comenzando con la posición momentánea de haces de protones 269 al inicio de un primer segmento. Haciendo referencia ahora a la figura 16B, la momentánea posición de haz de protones está al final del primer segmento. Es importante destacar que, durante ¡un segmento dado de irradiación, se controla y cambia preferiblemente de manera continua la energía de haces de protones de acuerdo con la densidad de tejido frente al tumor 1420. La variación de la energía de haces de protones para tomar en cuenta de la densidad de tejido permite así que el punto de detención de haz, o pico de Bragg, permanezca dentro del segmento de tejido. La variación de la energía de haces de protones durante la exploración es posible gracias a las técnicas de aceleración/extracción, descritas anteriormente, que permiten la aceleración del haz de protones durante la extracción. Las figuras 16C, 16D y 16E muestran la posición momentánea de haces de protones en el centro del segundo segmento, dos tercios de la trayectoria a través de un tercer segmento, y después de finalizar la irradiación desde una dirección dada, respectivamente. Con este enfoque, se logra el suministro controlado, exacto y preciso de la energía de radiación i de protones al tumor 1420, a una subsección de tumor designado, o con una capa de tumor. La eficiencia de la deposición de energía de protones a' un tumor, que se define como la relación de la energía de irradiación de protones suministrada al tumor con respecto a la energía de irradiación de protones suministrada al tejido sano, se describe posteriormente con más detalle.

I Irradiación de múltiples campos Es conveniente para aumentar al máximo la eficiencia de la deposición de protones en el tumor 1420, según se define al aumentar al máximo la relación entre la energía de irradiación de protones suministrada al tumor 1420 con respecto, a la energía de irradiación de protones suministrada al tejido sano. La irradiación desde una, dos o tres direcciones en el cuerpo, por ejemplo haciendo girar el cuerpo aproximadamente 90 grados entre las subsecciones de irradiación resulta en la irradiación de protones desde la porción distal del pico de Bragg que se concentra en uno, dos o tros volúmenes de tejido sano, respectivamente. Es conveniente distribuir además la porción distal de la energía de pico de Bragg uniformemente a través del volumen de tejido sano que rodea el tumor 1420.

La irradiación de múltiples campos es la irradiación de haces de protones desde una pluralidad de puntos de entrada en el cuerpo. Por ejemplo, se hace girar al paciente 1430 y se mantiene constante el punto de fuente de radiación. Por ejemplo, conforme se hace girar al paciente 1430 a través de 360 grados y se aplica la terapia de protones desde una multitud de ángulos resultantes en la radiación distal que se difunde circunferencial alrededor del tumor dando mayor eficiencia de irradiación de protones. En un caso, se hace girar el cuerpo a más de 3, 5, 10, 15, 20, 25, 30 ó 35 posiciones y tiene lugar la irradiación de protones con cada posición de rotación. La rotación del paciente para la terapia de protones o la formación de imágenes de rayos X es preferiblemente de aproximadamente 45, 90, 135, 180, 270 ó 360 grados. Se realiza la rotación del paciente preferiblemente mediante el sistema de colocación de paciente 1410 y/o la unidad inferior 1412 o el disco, descrita anteriormente. La rotación del paciente 1430, mientras se mantiene ;el haz de protones de suministro 268 en una orientación relativamente fija, permite la irradiación del tumor 1420 desde múltiples direcciones sin el uso de un colimador de nuevo para cada dirección. Además, puesto que no se requiere nueva configuración para cada posición de la rotación del paciente 1430, el sistema permite tratar el tumor 1420 desde múltiples direcciones, sin volver a asentar o colocar al paciente, reduciendo así al mínimo el tiempo de regeneración del tumor 1420 y el aumentando de rendimiento de terapia de cáncer para el paciente 1430.

Se centra opcionalmente al paciente en la unidad inferior 1412 o se centra opcionalmente el tumor 1420 en la unidad inferior 1412. Si se centra al paciente en la unidad inferior 1412, se programan entonces el elemento de control de primer eje 142 y el elemento de control de segundo eje 144, para compensar el eje descentrado de la variación de posición de rotación del tumor 1420.

Haciendo referencia ahora a las figuras 17A-17E, se presenta un ejemplo de la irradiación de múltiples campos 1700. En este ejemplo, se ilustran cinco posiciones de rotación del paciente; sin embargo, los cinco posiciones de rotación son posiciones discretas de rotación de aproximadamente treinta y seis posiciones de rotación, donde se hace girar el cuerpo aproximadamente diez grados con cada posición. Haciendo referencia ahora a la figura 17A, se ilustra una gama de posiciones de haz de irradiación 269 desde una primera posición corporal de rotación, ilustrada como 'el paciente 1430 de frente al haz de irradiación de protones donde un primer volumen saludable 1711 es irradiado por la entrada o la porción distal del perfil de la irradiación de energía de pico de Bragg. Haciendo referencia ahora a la figura 17B, se hace girar al paciente 1430 aproximadamente cuarenta grados y se repite la irradiación. En la segunda posición, el tumor 1420 recibe nuevamente la mayor parte de la energía de irradiación y un segundo volumen de tejido sano 1712 recibe el menor ingreso o porción distal de la energía de pico de Bragg. Haciendo referencia ahora a las figuras 17C-17E, se hace girar al paciente 1430 un total de aproximadamente 90, 130 y 180 grados, respectivamente. Para cada una de las posiciones de rotación tercera, cuarta y quinta, el tumor 1420 recibe la mayor parte de la energía de irradiación y los volúmenes de tejido sano tercero 1713, cuarto 1714, y el quinto 1715 reciben el menor ingreso o porción distal de la energía de pico de Bragg, respectivamente. Por consiguiente, la rotación del paciente durante la terapia de protones resulta en que la energía distal de la energía de protones suministrada se distribuya sobre el tumor 1420, por ejemplo a las regiones uno a cinco, mientras que a lo largo de un eje determinado, se les suministra por lo menos aproximadamente 75, 80, 85, 90 ó 95 por ciento de la energía |al tumor 1420.

Para obtener una posición de rotación dada, se irradia la totalidad o parte del tumor. Por ejemplo, en una modalidad sólo una sección distal o segmento distal del tumor 1420 se irradia con cada posición de la rotación, donde la sección distal es una sección más lejana del punto de entrada del haz de protones en el paciente 1430. Por ejemplo, la sección distal es la cara dorsal del tumor cuando el paciente 1430 está de frente al haz de protones y la sección distal es la cara ventral del tumor cuando el paciente 1430 está de espaldas al haz de protones.

Haciendo referencia ahora a la figura 18, se presenta un segundo ejemplo de la irradiación de múltiples campos 1800 cuando la fuente de protones es estacionaria y se hace girar al paciente 1430. Para facilitar ¡la presentación, se ilustra la trayectoria de haz de protones 269 como si estuviera entrando en el paciente 1430 desde diferentes lados en los tiempos i t1 , t2, t3,..., tn, tn +1. En un primer tiempo, t1 , el extremo distal del perfil de pico de Bragg choca contra una primera área 1810, A1. Se hace girar al paciente y la trayectoria de haz de protones está ilustrada en una segunda I tiempo, t2, donde el extremo distal del pico de Bragg choca contra una segunda área 1820, A2. En un tercera tiempo, el extremo distal del perfil de pico de Bragg choca contra una tercera área 1830, A3. Este procedimiento de rotación e irradiación se repite n veces, donde n es un número positivo maybr de cuatro y de preferencia mayor de aproximadamente 10, 20, 30, 100 ó 300.

En un enésimo tiempo el extremo distal del perfil del pico de Bragg choca contra una enésima área 1840. Como se ¡lustra, en un enésima tiempo, tn, si se hace girar aún más al paciente 1430, el haz de protones chocaría contra ún constituyente de cuerpo sensible 1450, como la médula espinal o los ojos. Se suspende preferiblemente la irradiación hasta que se hace girar el constituyente de cuerpo sensible fuera de la trayectoria de haz de protones. La irradiación se reanuda a la vez, tn +1 , después de que se ha hecho girar el constituyente de cuerpo sensible 1450 fuera de la trayectoria de haz de protones. En el tiempo tn + 1 la energía distal de pico de Bragg choca contra un área 1450 en tn + 1. De esta manera, la energía de pico de Bragg e$tá siempre dentro del tumor, la región distal del perfil de pico de Bragg está distribuida en el tejido sano alrededor del tumor 1420, y los componentes sensibles del cuerpo 1450 reciben poca o ninguna radiación de haces de protones.

En un ejemplo de irradiación en múltiples campos, el sistema de terapia con partículas con un diámetro del anillo de sincrotrón menor a seis metros incluye capacidad de: hacer girar al paciente a través de aproximadamente 360 grados; extraer radiación en aproximadamente 0.1 a 10 segundos; explorar verticalmente aproximadamente 100 milímetros; explorar horizontalmente aproximadamente 700 milímetros; ¡ variar la energía del haz de aproximadamente 30 a 330 MeV/segundo durante la irradiación; enfocar el haz de protones de aproximadamente 2 a 20 milímetros en el tumor; y/o irradiar por completo en múltiples campos de un tumor en menos de aproximadamente 1 , 2, 4 ó 6 minutos, según se mide desde el momento de iniciar el suministro de protones al paciente 1430.

Haciendo referencia ahora a la figura 19, se describen dos métodos de irradiación de múltiples campos 1900. En el primer método, el controlador principal 110 coloca rotatoriamente 1910 al paciente 1430 e irradia subsiguientemente el tumor 1420. Se repite el procedimiento hasta que se haya completado un plan de irradiación en múltiples campos. En el segundo método, el controlador principal 110 al mismo tiempo gira e irradia 1930! el tumor 1420 dentro del paciente 1430 que hasta se haya completado el plan de irradiación en múltiples campos. Más particularmente, la irradiación de hac'es de protones se produce mientras el paciente está siendo girado 1430.

El sistema tridimensional de exploración del punto focal en la mancha de protones, que se describe en la presente, se combina preferiblemente con un método de rotación/trama. El método incluye ; la irradiación del tumor por capas desde muchas direcciones. Durante un segmento de irradiación dado, se cambia continuamente la energía de haces de protones de acuerdo con la densidad del tejido enfrente del tumor para obtener el punto de haz de detención, definido por el pico de Bragg, para estar siempre en el interior del tumor y en el interior del segmento irradiado.1 El nuevo método permite la irradiación desde muchas direcciones, conocida en la presente como irradiación en múltiples campos, para alcanzar la dosis efectiva máxima al nivel del tumor a la vez que reduce significativamente los posibles efectos secundarios en los tejidos sanos circundantes, en comparación con los métodos existentes. Esencialmente, el sistema de irradiación en múltiples campos distribuye la distribución de dosis en las profundidades del tejido adonde aún no ha llegado al tumor.

Control de posición de haz de protones ; Haciendo referencia ahora a las figuras 20A-20B, se ilustra un sistema de suministro de haz y de exploración de volumen de tejido. En la actualidad, la comunidad de radioterapia en todo el mundo utiliza un método de formación de campo de dosis con un sistema de exploración de haces filiformes. En marcado contraste, las figuras 20A-20B ilustran un sistema de exploración de manchas o un sistema de exploración de volumen de tejido. En el sistema de exploración de volumen de tejido, se controla el haz de protones, en términos de transporte y distribución, utilizando un sistema de exploración barato y preciso. El sistema de exploración es un sistema activo, donde se concentra el haz en un punto focal de mancha de aproximadamente un medio, uno, dos o tres milímetros de diámetro. El punto focal se traduce a lo largo de dos ejes al mismo tiempo alterar la energía aplicada del haz de protones, que cambia efectivamente la tercera dimensión del punto focal. El sistema es aplicable en combinación con la rotación descrita anteriormente del cuerpo, lo cual ocurre preferiblemente en momentos o ciclos de suministro; de protones individuales intermedios al tumor. Opcionalmente, la rotación del cuerpo por el sistema descrito anteriormente ocurre de manera continua y simultánea con el suministro de protones al tumor.

Por ejemplo, en el sistema ilustrado en la figura 20A, la mancha se traslada horizontalmente, se mueve hacia abajo por un eje vertical y se encuentra de nuevo a lo largo del eje horizontal. En este ejemplo, se utiliza' la corriente para controlar un sistema de exploración vertical con por lo menos un imán. La corriente aplicada altera el campo magnético del sistema de exploración vertical para controlar la deflexión vertical del haz de protones. Del mismo modo, un sistema de exploración horizontal del imán controla la deflexión horizontal del haz de protones. El grado de transporte a lo largo de cada uno de los ejes se controla para cumplir con el tumor de sección transversal en la profundidad dada. Se controla la profundidad cambiando la energía de haces de protones. Por ejemplo, se reduce la energía de haces de protones, a fin de definir una nueva profundidad de la penetración, y se recite el procedimiento de exploración a lo largo de los ejes horizontal y vertical que cubren una nueva área transversal del tumor. Combinados, los tres ejes de control permiten la exploración o el movimiento del punto focal de haces de protones en todo el volumen del tumor canceroso. Se controla el tiempo en cada mancha y la dirección hacia el cuerpo para cada mancha para producir la radiación deseada que se realiza en cada subvolumen del volumen canceroso, mientras distribuye energía choca contra el exterior del tumor.

Se controla preferiblemente con rigor la dimensión de volumen de la mancha de haz concentrada a un diámetro de aproximadamente 0.5, 1 ó i i 2 milímetros, pero es alternativamente de varios centímetros de diámetro. Los controles de diseño preferidos permiten la exploración en dos direcciones con: (1) una amplitud vertical de aproximadamente 100 mm de amplitud y una frecuencia hasta de aproximadamente 200 Hz; y (2) una amplitud horizontal i de aproximadamente 700 mm de amplitud y una frecuencia hasta de aproximadamente 1 Hz.

En la figura 20A, el haz de protones está ¡lustrado a lo largo de un eje z controlado por la energía del haz, el movimiento horizontal es a lo largo de un eje x, y la dirección vertical es a lo largo de un eje y. La distancia en la cual se mueven los protones a lo largo del eje z en el tejido, en eéte ejemplo, es controlada por la energía cinética del protón. Este sistema ¡de coordenadas es arbitrario y ejemplar. El control real del haz de protones :se controla en el espacio tridimensional utilizando dos sistemas magnéticos de exploración y controlando la energía cinética del haz de protones. El uso del sistema de extracción, descrito anteriormente, permite diferentes patrones de exploración. En particular, el sistema permite el ajuste simultáneo de los ejes x, y, z en la irradiación del tumor sólido. Dicho de otra manera, en lugar de explorar a lo largo de un plano x, y, y ajustar luego la energía de los protones, por ejemplo con una rueda de modulación de gama, el sistema permite moverse a lo largo del eje z al mismo tiempo que ajusta ejes x y/o y. Por consiguiente, en lugar de irradiar segmentos del tumor, se irradia el tumor opcionalmente en tres dimensiones simultáneas. Por ejemplo, se irradia el tumor en torno a un borde externo del tumor en tres dimensiones. A continuación, se irradia él tumor en torno a un borde exterior de una sección interna del tumor. Se repite este procedimiento hasta que se ha irradiado todo el tumor. Se acopla la irradiación del borde exterior preferiblemente con la rotación simultánea del sujeto, como sobre un eje vertical. Este sistema permite la eficiencia máxima de la deposición de protones en el tumor, según se define como la relación entre la energía de irradiación de protones suministrada al tumor con respecto a la energía de irradiación de protones suministrada al tejido sano.

Combinado, el sistema permite el control de múltiples ejes del sistema de haces de partículas cargadas en un espacio pequeño con fuente de alimentación baja. Por ejemplo, el sistema utiliza múltiples imanes en los que cada imán tiene por lo menos un efecto de concentración de borde en cada sección de giro del sincrotrón y/o los múltiples imanes que tienen geometría de campo magnético de concentración, como se describe anteriormente. Los múltiples efectos de concentración de borde en ;la trayectoria de haz en circulación del sincrotrón combinado con la geometría de la concentración de los imanes y el sistema de extracción que se ha descrito produce un sincrotrón que tiene: un pequeño sistema de circunferencia, por ejemplo menos de aproximadamente 50 metros; ¡ un espacio intermedio de haz vertical de protones de aproximadamente 2 cm; 1 requerimientos correspondientes de suministro de energía reducida, asociados con el tamaño de espacio intermedio reducido; un sistema de extracción que no requiere un campo magnético recientemente introducido; aceleración o desaceleración de los protones durante : la extracción; y control de eje z de energía durante la extracción. i El resultado es un sistema tridimensional de exploración, control de los ejes x, y, z, donde el control de los ejes z radica en el sincrotrón y donde la energía de los ejes z es controlada variablemente durante el procedimiento de extracción dentro del sincrotrón.

Haciendo referencia ahora a la figura 20B, se provee un ejemplo de sistema de exploración de protones o de direccionamiento 140 utilizádo para dirigir los protones al tumor con el control de exploración de 4 dimensiones, donde el control de exploración de 4 dimensiones es a lo largo de los ejes x, y, z junto con el control de intensidad, como se describe anteriormente. Un quinto eje es el tiempo. Por lo general, las partículas cargadas que se desplazan a lo largo de la trayectoria de transporte 268 son dirigidas a través de un elemento de control de primer eje 142, tal como un control vertical, y un elemento de control de segundo eje 144, tal como un control horizontal y hacia un tumor 1420. Como se ha descrito anteriormente, el sistema de extracción permite también la variación simultánea en el eje z. Además, como se ha descrito anteriormente, se controla y varía opcionalmente la intensidad o la dosis de la haz extraído de manera simultánea e independiente. Así, en lugar de irradiar un segmento del tumor, como en la figura 20A, las cuatro dimensiones que definen la mancha de direccionamiento del suministro de protones en el tumor son al mismo tiempo variables. La variación simultánea de la mancha de suministro de protones está ilustrado en la figura 20B por la trayectoria de suministro de mancha 269. En el caso ilustrado, los protones se dirigen inicialmente alrededor de un borde exterior del tumor y luego se dirigen en torno a un radio interior del tumor. Combinada con la rotación del sujeto alrededor de un eje vertical, se utiliza un procedimiento de iluminación en múltiples campos donde se irradia preferiblemente una porción aún no irradiada del tumor a la distancia adicional de un tumor desde el punto de entrada de protones al cuerpo. Esto produce el mayor porcentaje del suministro de protones, tal como lo define el pico de Bragg, al tumor y reduce al mínimo el daño al tejido sano periférico.

Sistema de formación de imágenes/rayos x : En este casor se utiliza un sistema de rayos X para ilustrar un sistema de imagen.

Sincronización Se obtiene preferiblemente una radiografía ya sea (1) poco antes o (2) al mismo tiempo que se trata a un sujeto con terapia mediante protones por un par de razones. En primer lugar, el movimiento del cuerpo, descrito anteriormente, cambia la posición local del tumor en el cuerpo en relación con los otros componentes del cuerpo. Si se le toma una radiografía al sujeto y se le mueve luego corporalmente a una sala de tratamiento con protones, una alineación precisa del haz de protones al tumor es problemática. La alineación del haz de protones al tumor utilizando una o más radiografías se realiza de la mejor manera en el momento del suministro de protones o en los segundos o minutos inmediatamente antes del suministro de protones y después de que se ha colocado al paciente en una posición corporal terapéutica, que suele ser una posición fija o una posición parcialmente inmovilizada. En segundo lugar, la radiografía tomada después de colocar al paciente se utiliza para la verificación de la alineación de haces de protones a una posición específica, tal como una posición de tumor y/o de órgano interno.

Colocación j Se toma una radiografía preferiblemente poco antes de tratar al sujeto para ayudar en el colocación del paciente. A los efectos de colocación, no se necesita una radiografía de un área corporal grande. En una modalidad, se obtiene una radiografía de un área local solamente. Al recoger un rayo X, él rayo X tiene una trayectoria de rayo X. El haz de protón tiene una trayectoria de haz de protones. La superposición de la trayectoria de rayos X con la trayectoria de haz de protones es un método para alinear el haz de protones al tumor. Sin embargo, este método implica colocar el equipo de rayos X en la trayectoria de haz de protones, tomar la radiografía, y luego mover el equipo de rayos X de la trayectoria del haz. Este procedimiento toma tiempo. El tiempo transcurrido mientras se mueve el equipo de rayos X tiene un par de efectos perjudiciales. En primer lugar, durante el tiempo necesario para mover el equipo de rayos X, el cuerpo se mueve. El movimiento resultante disminuye la precisión y/o exactitud de la alineación posterior de haces de protones al tumor. En segundo lugar, el tiempo requerido para mover el equipo de rayos X es tiempo en que el sistema de terapia con haz de protones no está en uso, lo cual disminuye la eficiencia total del sistema de terapia con haz de protones.

Vida útil de la fuente de rayos X i Preferiblemente, los componentes en el sistema de terapia mediante haces de partículas requieren un mantenimiento mínimo o nulo durante la vida útil del sistema de terapia mediante haces de partículas. Por ejemplo, es conveniente equipar el sistema de terapia mediante haces de protones con un sistema de rayos X con fuente de vida útil larga, tal como una vida útil de aproximadamente 20 años.

En un sistema, descrito posteriormente, se utilizan electrones para crear rayos X. Se generan los electrones en un cátodo, donde la vida útil del cátodo es dependiente de la temperatura. Análogamente a una bombilla de luz, en la cual se mantiene en equilibrio el filamento, se mantiene en equilibrio la temperatura del cátodo a temperaturas de aproximadamente 200, 500 ó 1000 grados centígrados. Reducción de la temperatura del cátodo resulta en la vida útil incrementada del cátodo. Por consiguiente, el cátodo utilizado en la generación de los electrones se mantiene preferiblemente a una temperatura tan bajo como sea posible. Sin embargo, se reduce si la temperatura del cátodo, disminuyen entonces las emisiones de electrones. Para superar la necesidad de más electrones a temperaturas más bajas, se utiliza un cátodo grande y se concentran los electrones generados. El procedimiento es análogo a la compresión de electrones de un cañón de electrones; sin embargo, aquí las técnicas de compresión están adaptadas a ser aplicables para mejorar la vida útil de un tubo de rayos X.

Haciendo referencia ahora a la figura 21 , se provee un ejemplo de un dispositivo de generación de rayos X 2100 que tiene mayor vida útil. Se generan los electrones 2120 en un cátodo 2110, se concentran con un electrodo de control 2112 y se aceleran con una serie de electrodos ! de aceleración 2140. Los electrones acelerados 2150 hacen impacto con una fuente de generación de rayos X 2148 resultando en rayos X generados que se dirigen luego a lo largo de una trayectoria de rayos X 2270 al sujeto 1430. La concentración de los electrones de un primer diámetro 2115 a un segundo diámetro 2116 permite que el cátodo opere a una temperatura reducida y dé todavía el nivel amplificado necesario de los electrones en la fuente de generación de rayos X 2148. En un ejemplo, la fuente de generación de rayos X es el ánodo acoplado con el cátodo 2110 y/o la fuente de generación de rayos X está compuesta sustancialmente de tungsteno.

Haciendo referencia todavía a la figura 21 , se describe una descripción más detallada de un dispositivo ejemplar de generación de rayos X 2100. Se utiliza un par ánodo 2114/cátodo 2110 para los electrones generados. Se generan los electrones 2120 en el cátodo 2110 que tiene un primer diámetro 2115, que se designa d1. Los electrodos de control 2112 atraen a los electrones 2120 generados. Por ejemplo, si se mantiene el cátodo a aproximadamente -150 kV y se mantiene el electrodo de control a aproximadamente -149 kV, entonces los electrones 2120 generados son atraídos hacia los electrodos de control 2112 y concentrados. Se utiliza entonces una serie de electrodos de aceleración 2140 para acelerar los electrones en una trayectoria 2150 substancialmente paralela con un diámetro más pequeño 2116, que se designa d2. Por ejemplo, con el cátodo mantenido a -150 kV, se mantiene un primero, segundo, tercero y cuarto con una electrodo de aceleración 2142, 2144, 2146, 2148 a aproximadamente -120, -90, -60 y -30 kV, respectivamente. Si se necesita analizar una parte corporal más delgada, entonces se mantiene el cátodo 2110 a un nivel más pequeño, tal como aproximadamente -90 kV y el electrodo de control y el primero, segundo, tercero y cuarto electrodo se ajustan en cada caso a niveles inferiores. En general, la diferencia de voltaje del cátodo al cuarto electrodo es menor para un voltaje negativo más pequeño en el cátodo y viceversa. Se hacen pasar opcionalmente los electrones acelerados 2150 a través de Una lente magnética 2160 para el ajuste de tamaño de, tal como una lente magnética cilindrica. Se concentran también opcionalmente los electrones utilizando imanes cuadrupolares 2170, los cuales se concentran en una dirección y se desconcentran en otra dirección. Los electrones acelerados 2150, los cuales ahora se ajustan en tamaño de haz y se concentran, chocan contra una fuente de generación de rayos X 2148, tal como el tungsteno, dando como resultado rayos X generados que pasan a través de un bloqueador 2262 y continúan por una trayectoria de rayos X 2170 al sujeto. La fuente de generación de rayos X 2148 es enfriada opcionalmente con un elemento de refrigeración 2149, como tocar el agua termal o relacionada con una parte posterior de la fuente de generación de rayos X 2148. La concentración de los electrones de un primer diámetro 2115 a un segundo diámetro 2116 permite que el cátodo opere a una temperatura reducida y dé todavía el nivel amplificado necesario de los electrones en la fuente de generación de rayos X 2148.

En términos más generales, el dispositivo de generación de rayos X 2100 produce electrones que tienen vectores iniciales. Uno o más del electrodo de control 2112, los electrodos de aceleración 2140, la lente magnética 2160 y los imanes cuadrupolares 2170 se combinan para alterar los vectores de electrones iniciales en los vectores paralelos con una área en sección transversal reducida que tiene una trayectoria substancialmente paralela, conocida como los electrones acelerados 2150. El procedimiento permite que el dispositivo de generación de rayos X 2100 opere a menor temperatura. En particular, en lugar de utilizar un cátodo que sea del tamaño del haz de electrones que se necesita, se utiliza un electrodo más grande y ¡se hacen converger y/o se concentran los electrones 2120 resultantes en el haz de electrones requerido que se necesita. Puesto que la vida útil es más o menos una relación inversa de la densidad de corriente, la concentración de! la densidad de corriente da como resultado una vida útil más grande de dispositivo de generación de rayos X. Se provee un ejemplo concreto para mayor claridad. Si el cátodo tiene un radio de quince milímetros o d1 es de aproximadamente 30 mm, entonces el área (p r2) es aproximadamente 225 mm2 multiplicado por pi. Si la concentración de los electrones alcanza un radio de cinco milímetros o d2 es de aproximadamente 10 mm, entonces el área (p r2) es de aproximadamente 25 mm2 multiplicado por pi. La relación de las dos áreas es de aproximadamente nueve (225p/25tt). Por consiguiente, hay aproximadamente nueve veces menos densidad de corriente en el cátodo grande en comparación con el cátodo tradicional que tiene un área del haz de electrones que se desea. Por consiguiente, la vida útil del cátodo más se aproxima a nueve veces la vida útil del cátodo tradicionales, aunque la corriente real a través del cátodo más grande y del cátodo tradicional es aproximadamente la misma. Preferiblemente, el área del cátodo 2110 es aproximadamente 2, 4, 6, 8, 10, 15, 20 ó 25 veces la del área en sección transversal del haz de electrones 2150 prácticamente paralelo. i En otra modalidad de la invención, los imanes cuadrupolares 2170 dan como resultado una forma oblonga en sección transversal del haz de electrones 2150. Una proyección de la forma oblonga en sección transversal del haz de electrones 2150 sobre la fuente de generación de rayos X 2148 da como resultado un haz de rayos X que tiene una pequeña mancha en vista transversal, la cual es preferiblemente de forma en sección transversal substancialmente circular, que se hace pasar entonces a través del paciente 2130. Se utiliza la pequeña mancha para producir una radiografía que tiene una resolución realzada en el paciente.

Haciendo referencia ahora a la figura 22, se genera en una modalidad una radiografía cerca de la trayectoria de haz de protones, pero no en la misma. Se ilustra en la figura 22 una combinación de sistema de terapia mediante haces de protones y sistema de rayos X 2200. El sistema de terapia mediante haces de protones tiene un haz de protones 268 en un sistema de transporte después del imán de extracción de Lamberson 292 del sincrotrón 130. El haz de protones es dirigido por el sistema de exploración/direccionamiento/suministro 140 a un tumor 1420 de un paciente 1430. El sistema de rayos X 2205 incluye una fuente de haz de electrones 2105 que genera un haz de electrones 2150. Se dirige el haz de electrones a una fuente de generación de rayos X 2148, tal como una pieza de tungsteno. Preferiblemente, la fuente de rayos X de tungsteno está ubicada a aproximadamente 1 , 2, 3, 5, 10, 15, 20 ó 40 milímetros de la trayectoria de haz de protones 268. Cuando el haz de electrones 2150 choca contra el tungsteno, se generan rayos X en todas las direcciones. Se bloquea los rayos X con un puerto 2262 y se seleccionan para una trayectoria de haz de rayos X 2270. La trayectoria de haz de rayos X 2270 y la trayectoria de haz de protones 268 ejecutar substancialmente en paralelo a medida que avanzan hacia el tumor 1420. La distancia entre la trayectoria de haz de rayos X 2270 y la trayectoria de haz de protones 269 disminuye preferiblemente casi a cero y/o la trayectoria de haz de rayos X 2270 y la trayectoria de haz de protones 269 se traslapan en el momento de llegar al tumor 1420. La geometría simple muestra que éste es el caso, dada la larga distancia, de por lo menos un metro, entre el tungsteno y el tumor 1420. La distancia se ilustra como un espacio intermedio 2280 en la figura 22. Los rayos X son detectados en un detector de rayos X 2290, que se utiliza para formar una imagen del tunior I 1420 y/o la posición del paciente 1430.

En conjunto, el sistema genera un haz de rayos X que ¡se encuentra sustancialmente en la misma trayectoria que el haz de terapia mediante protones. Se genera el haz de rayos X haciendo chocar un haz de electrones contra un material de tungsteno o equivalente. La fuente de generación de rayos X está ubicada próxima a la trayectoria de haz de protones. La geometría de los electrones incidentes, la geometría del material de generación de rayos X y la geometría del bloqueador de haz de rayos X 262 producen un haz de rayos X que se extiende, ya sea en forma sustancialmente en paralelo con el haz de protones o da por resultado en una trayectoria de haz de rayos X que inicia próximo a la trayectoria de haz de protones y se expande para cubrir y transmitir a través de un área de tumor en sección transversal para chocar contra una disposición o película de detectores de rayos X que permite la formación de imagen del tumor desde una dirección y la alineación del haz de terapia mediante protones. Se utiliza la imagen de rayos X para controlar la trayectoria de haz de partículas cargadas para seleccionar como objetivo con exactitud y precisión el tumor y/o se utiliza en la verificación y validación del sistema.

El hecho de tener una fuente de generación de rayos X 2148 que está próxima la trayectoria de haz de protones 268 permite obtener una radiografía del paciente 1430 apenas a tiempo para usar el haz de protones para la terapia del tumor 1420, ya que no es necesario trasladar mecánicamente la fuente de generación de rayos X 2148 antes de la terapia mediante protones. Por ejemplo, la irradiación de protones del tumor 1420 tiene lugar aproximadamente en el transcurso de 1 , 5, 10, 20, 30 ó 60 segundos de cuando se recogen los rayos X.

Haciendo referencia ahora a la figura 23, se ilustra la geometría adicional de la trayectoria de haz de electrones 2150 y la trayectoria haz de rayos X 2270. En particular, se muestra el haz de electrones 350 como üna trayectoria de haz de electrones 2152, 2154 expandida. Asimismo, se muestra la trayectoria de haz de rayos X 2270 como una trayectoria de haz de rayos X 2272, 2274 expandida.

Haciendo referencia ahora a la figura 24, se presenta un sistema de tomografia de rayos X tridimensional (3-D) 2400. En un sistema típico de tomografia de rayos X, la fuente de rayos X y el detector se trasladan rotatoriamente alrededor de un sujeto estacionario. En el sistema , de tomografía de rayos X descrito en la presente, la fuente de rayos X y el detector son estacionarios y el paciente 1430 gira. La fuente estacionaria de rayos X permite un sistema en el que la fuente de rayos X 2148 está próxima a la trayectoria de haz par terapia mediante protones 268, como se describe anteriormente. Además, la rotación del paciente 1430 permite distribuir la dosis de protones y/o los rayos X en todo el cuerpo, en lugar de concentrarse en un lado de la entrada estática del cuerpo. Además, el sistema 3-D de tomografía de rayos X permite actualizaciones simultáneas de la posición del tumor en relación con los componentes del cuerpo en tiempo real durante el tratamiento con la terapia mediante protones del tumor 1420 del paciente 1430. El sistema de tomografía de rayos X se describe posteriormente con más detalle.

En una primera etapa del sistema de tomografía de rayos X 2400, el paciente 1430 es colocado en relación con la trayectoria de haz de rayos X 2270 y la trayectoria de haz de protones 268, usando un sistema de semiinmovilización/colocación del paciente, descrito posteriormente. Después de la colocación del paciente 1430, se recoge una serie imágenes de rayos X 2-D de referencia, en una disposición de detectores 2290 o una película, del paciente 1430 y el tumor 1420 conforme se hace girar al sujeto alrededor de un eje y 1417. Por ejemplo, se recoge una serie de aproximadamente 50, 100, 200 ó 400 imágenes de rayos X del paciente, conforme se hace girar al paciente. En un segundo ejemplo, se recoge una imagen de rayos X con cada n grados de rotación del paciente 1430, donde n es aproximadamente ½, 1 , 2, 3 ó 5 grados de rotación. Preferiblemente, se recogen aproximadamente 200 imágenes durante una rotación completa del paciente a través de 360 grados. Posteriormente, utilizando las imágenes 2-D de rayos X de referencia, un algoritmo produce una imagen 3-D de referencia del tumor 1420 en relación con partes constituyentes del cuerpo del paciente. Se realiza un plan ide irradiación del tumor 1420 usando la imagen 3-D del tumor 1420 y las partes constituyentes del cuerpo del paciente. Se realiza opcionalmente la creación del plan de irradiación de protones después de que el paciente se ha movido del área de formación de imágenes de rayos X.

En un segundo paso, se coloca de nuevo al paciente 1430 en relación con la trayectoria de haz de rayos X 2270 y la trayectoria de haz de protones 268 con el sistema de semiinmovilización/colocación del paciente. Poco antes de la puesta en práctica del plan de la irradiación de protones, se recogen unas cuantas imágenes comparativas de rayos X del paciente 1430 y del tumor 1420 en un número limitado de posiciones utilizando la instalación ¡ del sistema de tomografía de rayos X 2400. Por ejemplo, se recoge una sola imagen de rayos X con el paciente colocado de frente, a ángulos de más/menos cuarenta y cinco grados, y/o en ángulos de más/menos noventa grados con respecto a la trayectoria de haz de protones 268. La orientación real del paciente 1430 en relación con la trayectoria de haz de protones 268 es opcionalmente cualquier orientación. El número real de imágenes comparativas de rayos X es también opcionalmente cualquier número de imágenes, aunque el número preferible de imágenes comparativas de rayos X es de aproximadamente 2 a 5 imágenes comparativas. Las imágenes comparativas de rayos X se comparan con las imágenes de referencia de rayos X y se detectan las diferencias. Un experto médico o un algoritmo determina si es significativa la diferencia entre las imágenes de referencia y las imágenes comparativas. Sobre la base de las diferencias, el experto médico o algoritmo determina si: debe comenzar el tratamiento mediante protones, detenerse, o adaptarse en tiempo real. Por ejemplo, si se observan i diferencias significativas en las imágenes de rayos X, se detiene entonces preferiblemente el tratamiento y se reinicia el procedimiento de obtención de una imagen 3-D de referencia del tumor del paciente. En un segundo ejemplo, si se observa que las diferencias en las imágenes de rayos X son pequeñas, comienza entonces el plan de irradiación de protones. En un tercer ejemplo, el algoritmo o experto médico puede adaptar el plan de la irradiación de protones en tiempo real para ajustar las diferencias en la ubicación de tumor que resulta de cambios de la posición del tumor 1420 en el paciente 1430 o por las diferencias en la colocación del paciente 1430. En el tercer ejemplo, la terapia adaptativa mediante protones aumenta el rendimiento del paciente y mejora la precisión y la exactitud de la irradiación de protones del tumor 1420 en relación con el tejido sano del paciente 1430.

I Inmovilización de paciente El suministro exacto y preciso de un haz de protones a un tumor de un paciente requiere: (1) control de colocación del haz de protones y (2) control de colocación del paciente. Como se ha descrito anteriormente, se controla el haz de protones usando algoritmos y campos magnéticos a un diámetro de aproximadamente 0.5, 1 ó 2 milímetros. Esta sección trata de la inmovilización parcial, la restricción y/o la alineación del paciente para asegurar que el haz de protones fuertemente controlado converja de manera eficiente en un tumor de objetivo y no el tejido sano circundante como resultado del movimiento del paciente.

En esta sección se usa un sistema de coordenadas con ejes x, y, z y se usa el eje de rotación para describir la orientación del paciente en relación con el haz de protones. El eje z representa el desplazamiento del haz de protones, por ejemplo la profundidad del haz de protones al paciente. Al examinar al paciente por el eje z del desplazamiento del haz de protones, el eje x se refiere al movimiento de la izquierda o derecha en el paciente y el eje y se refiere al movimiento hacia arriba o abajo del paciente. Un primer eje de rotación es la rotación del paciente alrededor del eje y se conoce en la presente como un eje de rotación, el eje de rotación de la unidad inferior 1412, o el eje de rotación. Además, la inclinación es la rotación alrededor del eje X, la guiñada es la rotación alrededor del eje y, el balanceo es la rotación alrededor del eje z. En este sistema de coordenadas, la trayectoria de haz de protones 269 se extiende opcionalmente en cualquier dirección. Como material ilustrativo, la trayectoria de haz de protones que se extiende a través de una sala de tratamiento se describe como si se extendiera horizontalmerite a través de la sala de tratamiento.

En esta sección, se describe un sistema de inmovilización parcial semivertical 2500, el cual e también ilustrativo de un sistema de inmovilización parcial en posición sentada o un sistema de colocación en posición tendida.

Colocación/inmovilización vertical del paciente Haciendo referencia ahora a la figura 25, el sistema de colocación semivertical de paciente 2500 se utiliza preferiblemente en conjunto con la terapia mediante protones de los tumores en el torso. ' El sistema de colocación y/o inmovilización de paciente controla y/o restringe el movimiento del paciente durante la terapia mediante haces de protones. En una primera modalidad de inmovilización parcial, se coloca al paciente en una posición semivertical en un sistema de terapia mediante haces de protones. Como se ilustra, el paciente está recostado en un ángulo alfa, a, a unos 45 grados con respecto al eje y definido por un eje que se extiende de la cabeza a los pies del paciente. De manera más general, el paciente está opcionalmente por completo de pie en una posición vertical de cero grados con respecto al eje y o en una posición semivertical alfa que se reclina alrededor de 5, 10, 15, 20, 25, 30, 35, 40, 45, 50, 55, 60 ó 65 grados con respecto al eje y hacia el eje z.

Se utilizan restricciones de colocación de paciente 2515 para mantener al paciente en una posición de tratamiento, incluyendo uno o más de: un soporte de asiento 2520, un soporte de espalda 2530, un soporte de cabeza 2540, un soporte de brazo 2550, un soporte de rodilla 2560 y un soporte de pie 2570. Las restricciones son opcional e independientemente rígidas o semirrígidas. Ejemplos de un material semirrígido incluyen una espuma de alta o baja densidad o una espuma visco-elástica. Por ejemplo, el soporte de pie es preferiblemente rígido y el soporte de espalda es preferiblemente semirrígido, tal como un material de espuma de alta densidad. Uno o más de las restricciones de colocación 2515 son móviles y/o bajo control de computadora para la rápida colocación y/o inmovilización del paciente. Por ejemplo, el soporte de asiento 2520 es ajustable a lo largo un eje de ajuste de asiento 2522, que es preferiblemente el eje y; el soporte de espalda 2530 es ajustable a lo largo un eje de soporte de espalda 2532, que está dominado preferiblemente por el movimiento del eje z con un elemento de eje y; el soporte de cabeza 2540 es ajustable a lo largo un eje de apoyo de la cabeza 2542, que es dominado preferiblemente por el movimiento del eje z con un elemento eje y; el soporte de brazo 2550 es ajustable a lo largo de un eje de soporte de brazo 2552, que es dominado preferiblemente por el movimiento del eje z con un elemento eje y; el soporte de rodilla 2560 es ajustable a lo largo de un eje de soporte de rodilla 2562, que es dominado preferiblemente por el movimiento del eje y con un elemento del eje z; y el soporte de pie 2570 es ajustable a lo largo de un eje de soporte de pie 2572, que es dominado preferiblemente por el movimiento del eje y con un elemento de eje z.

Si el paciente no está de frente hacia el haz de protones de entrada, entonces cambia la descripción de los movimientos de los elementos de soporte a lo largo de los ejes, pero los elementos de inmovilización son los mismos.

Se utiliza una cámara opcional 2580 con el sistema de inmovilización del paciente. La cámara visualiza al paciente/sujeto creando una imagen de vídeo. Se le provee la imagen a uno o más operadores del sistema de haz de partículas cargadas y permite a los operadores un mecanismo de seguridad para determinar si el sujeto se ha movido o desea terminar el procedimiento de tratamiento de terapia mediante protones. Sobre la base de la imagen de vídeo, los operadores pueden suspender o terminar el procedimiento de terapia mediante protones. Por ejemplo, si el operador observa a través de la imagen de vídeo que el sujeto se está moviendo, entonces el operador tiene la opción de dar por terminado o suspender el procedimiento de terapia mediante protones.

Se le provee al paciente una pantalla de vídeo 2590 opcional. La pantalla de vídeo presenta opcionalmente al paciente cualquiera de: instrucciones del operador, instrucciones del sistema, estado del tratamiento, o entretenimiento.

Hay motores para la colocación de las restricciones 2515, la cámara 2580 y pantalla de vídeo 2590, montados preferiblemente por encima o por debajo de la trayectoria del protón. j Se realiza opcionalrríente el control de la respiración utilizando la pantalla de vídeo. A medida que el paciente respira, las estructuras internas y externas del cuerpo se mueven tanto en términos absolutos como en términos relativos. Por ejemplo, el exterior de la cavidad torácica y los órganos internos tienen en ambos casos movimientos absolutos con una respiración. Además, la posición relativa de un órgano interno en relación con otro componente del cuerpo, tal como una región externa del cuerpo, un hueso, una estructura de soporte u otro órgano, se mueve con cada respiración. Por consiguiente, para el direccionamiento más exacto y preciso de tumor, se suministra preferiblemente el haz de protones en el punto a del tiempo donde esté bien definida la posición de la estructura interna o tumor, por ejemplo en la parte inferior de cada respiración. Se utiliza la pantalla de vídeo para ayudar a coordinar el suministro de haz de protones con el ciclo de respiración del paciente. Por ejemplo, la pantalla de vídeo despliega opcionalmente al paciente un comando, tal como una instrucción de aguantar la respiración, una instrucción de respiración, una cuenta atrás que indica cuándo se tendrá que aguantar la respiración, o una cuenta regresiva hasta que pueda reanudarse la respiración.

Se utiliza preferiblemente el sistema de colocación semivertlcal de paciente 2500 y el sistema de colocación sentada de paciente para el tratamiento de tumores en la cabeza o el torso, debido a la eficiencia. El sistema de colocación semivertical de paciente 2500, el sistema de colocación sentada de paciente y el sistema de colocación tendida de paciente son útiles para el tratamiento de los tumores en las extremidades del paciente.

Elementos del sistema de soporte Las restricciones de colocación 2515 incluyen todos los elementos utilizados para colocar al paciente, tales como las descritas en el sistema de colocación semivertical 2500, el sistema de colocación sentada y el sistema de colocación tendida. Preferiblemente, las restricciones de colocación o los elementos de sistema de soporte se alinean en posiciones que no impidan o se traslapen con la trayectoria de haz de protones 269. Sin embargo, en algunos casos las restricciones de colocación están en , la trayectoria de haz de protones 269 durante por lo menos parte del tiempo de tratamiento del paciente. Por ejemplo, un elemento de restricción de colocación puede estar situado en la trayectoria de haz de protones 269 i durante una parte de un período de tiempo donde se hace girar al paciente alrededor del eje y durante el tratamiento. En los casos o períodos de tiempo que las restricciones de colocación o los elementos de sistema de sopojrte están en la trayectoria de haz de protones, entonces se aplica preferiblemente un ajuste hacia arriba de la energía de haz de protones que aumenta la energía de haz de protones para compensar la restricción de la colocación de la impedancia elemento de la haz del protón. En un caso, se incrementa la energía de haz de protones en una medida distinta de la impedancia de elemento de restricción de colocación determinada durante la exploración de referencia del elemento del sistema de restricción de colocación o conjunto de exploraciones de referencia del elemento de restricción de colocación en función de la rotación sobre el eje y.

Para mayor claridad, las restricciones de colocación 2515 o elementos de sistema de soporte se describen en la presente en relación con el sistema de colocación semivertical 2500; sin embargo, los elementos de colocación y los ejes descriptivos x, y, z son ajustables para adaptarse a cualquier sistema de coordenadas, al sistema de colocación sentada, o el sistema de colocación tendida.

Se describe un ejemplo de un sistema de soporte de cabeza para soportar, alinear y/o restringir el movimiento de una cabeza humana. El sistema de soporte de cabeza tiene preferiblemente varios elementos de soporte de cabeza, incluidos cualquiera de: una parte posterior del soporte de cabeza, un lado derecho de elemento de alineación de cabeza y un lado izquierdo de elemento de alineación de cabeza. La parte posterior del elemento de soporte de cabeza es preferiblemente curva para adaptarse a la cabeza y está opcionalmente ajustable a lo largo de un eje de soporte de cabeza, por ejemplo a lo largo del eje z. Además, los soportes de cabeza, como las otras restricciones de colocación de paciente, están elaborados preferiblemente de un material semirrígido, tal como una espuma de baja o alta densidad, y tiene una cubierta opcional, tales como plástico o cuero. El lado derecho del elemento de alineación de cabeza y el lado izquierdo de los elementos de alineación de cabeza o los elementos de alineación de cabeza se utilizan principalmente para semirrestringir el movimiento de la cabeza. Los elementos de alineación de los cabezales son preferiblemente acojinados^ y planos, pero tienen opcionalmente un radio de curvatura para adaptarse al lado de la cabeza. Los elementos de alineación de cabeza del lado derecho y del lado izquierdo son de preferencia, respectivamente móviles a lo largo de los ejes de traslación para hacer contacto con los lados de la cabeza. El movimiento restringido de la cabeza durante la terapia mediante protones es importante cuando se selecciona como objetivo y se tratan tumores en la cabeza o el cuello. Los elementos de alineación de cabeza y el elemento de soporte de parte posterior de cabeza se combinan para limitar la inclinación, giro o guiñada, balanceo y/o la posición de la cabeza en el sistema de coordenadas de ejes el x, y, z.

Control mediante computadora del sistema de colocación Uno o más de los componentes de la unidad de colocación de paciente y/o uno o más de las restricciones de colocación de paciente están preferiblemente bajo control de computadora, donde los dispositivos de colocación mediante control de computadora, por ejemplo a través de una serie de motores y mecanismos impulsores, para colocar de manera reproducible al paciente. Por ejemplo, se coloca inicialmente al paciente y se le restringe mediante las restricciones de colocación de paciente. La posición de cada una de las restricciones de colocación de paciente es registrada y guardada por el controlador principal 110, por un subcontrolador o el controlador principal 110, o por un controlador de computadora separado. Luego, se utilizan los productos médicos para localizar el tumor 1420 en el paciente 1430 mientras el paciente está en la orientación de su tratamiento final. El sistema de formación de imágenes 170 incluye una o más de: MRI, rayos X, CT, la tomografía mediante haces de protones, y similares. El tiempo pasa opcionalmente en este punto donde se analizan las imágenes del sistema de formación de imágenes 170 y se idea un plan de tratamiento de terapia mediante protones. El paciente puede salir del sistema de restricción durante este período de tiempo, que pueden ser minutos, horas o días. Al regresar el paciente a la unidad de colocación de paciente, la computadora puede devolver las restricciones de colocación de paciente a las posiciones registradas. Este sistema permite la colocación rápida del paciente a , la posición utilizada durante la formación de imágenes y el desarrollo del plan de tratamiento, lo cual reduce al mínimo el tiempo de preparación de la colocación de paciente y aumenta al máximo el tiempo que se utiliza el sistema de haces de partículas cargadas 100 para el tratamiento del cáncen Colocación del paciente Preferiblemente, se alinea al paciente 1430 en la trayectoria de haz de protones 269 de manera precisa y exacta. Se describen varios sistemas de colocación. Se describen los sistemas de colocación de paciente usando el sistema de colocación tendida, pero son igualmente aplicables a los sistemas de colocación semivertical y sentada.

En un primer sistema de colocación, se coloca al paciente en un lugar conocido en relación con la plataforma. Por ejemplo, uno o más de las restricciones de colocación colocan al paciente en un lugar preciso y/o exacto sobre la plataforma. Opcionalmente, se utiliza un elemento de restricción de colocación conectado o remplazablemente conectado a la plataforma para colocar al paciente en la plataforma. Se utiliza el o los elementos de restricción de la colocación para colocar cualquier posición del paciente, tales como un elemento de mano, extremidad, cabeza o torso.

En un segundo sistema de colocación, se alinea una o más restricciones de colocación o elemento de soporte, tales como la plataforma, frente a un elemento en la sala de tratamiento del paciente. Esencialmente, se utiliza opcionalmente un sistema de cerradura y llave, donde una cerradura coincide con una clave. Se combinan los elementos de cerradura y llave para ubicar al paciente en relación con la trayectoria de haz de protones 269 en términos de cualquier posición en x, y, z, inclinación, guiñada y balanceo. Én esencia, la cerradura es un primer elemento de coincidencia exacta y la llave es un segundo elemento de coincidencia exacta que coincide con, está adyacente a o con el primer elemento de coincidencia exacta, para coincidir con la ubicación del paciente y/o la ubicación de elemento de soporte en relación con la trayectoria de haz de protones 269. Ejemplos de un elemento de coincidencia exacta incluyen cualquiera de un elemento mecánico, tal como un tope mecánico y una conexión eléctrica que indica la posición relativa o el contacto.

En un tercer sistema de colocación, el sistema de creación de imágenes, que se describe anteriormente, se utiliza para determinar cuando el paciente está en relación con la trayectoria de haz de protones 269 o en relación con un marcador de creación de imágenes puesto en un elemento de soporte o estructura que sujeta al paciente, por ejemplo en la plataforma . Cuando se utiliza el sistema de creación de imágenes, tal como un sistema de creación de imágenes mediante rayos X, el primer sistema de colocación de primera o las restricciones de colocación reducen al mínimo el movimiento del paciente una vez que el sistema de creación de imágenes determina la ubicación del sujeto. Similarmente, cuando se utiliza el sistema de creación de imágenes, tales como un sistema de creación de imágenes mediante rayos X, entonces el primer sistema de colocación y/o el segundo sistema de colocación proveen una posición cruda del paciente en relación con la trayectoria de haz de protones 269 y el sistema de creación de imágenes1 y determina subsiguientemente una buena posición del paciente en relación con la trayectoria de haz de protones 269.

Sincronización de rayos X con la respiración del paciente i En una modalidad, se obtienen las imágenes de rayos X en sincronización con la respiración o inhalación/exhalación del paciente. La sincronización mejora la claridad de las imágenes de rayos X mediante la eliminación de la ambigüedad de posición debido al movimiento relativo de los componentes del cuerpo durante un ciclo respiratorio del paciente.

En una segunda modalidad, un sistema de rayos X está orientado a proporcionar imágenes de rayos X de un paciente en la misma orientación, visualizado con un haz de terapia mediante protones, se sincroniza con la respiración del paciente, es operable en un paciente colocado para la terapia mediante protones y no interfiere con la trayectoria de tratamiento mediante haz de protones. Preferiblemente, se utiliza el sistema sincronizado en conjunto con una fuente de haces de iones negativos, sincrotrón y/o aparato de método de determinación de objetivos para proporcionar una radiografía sincronizada con la respiración del paciente y realizada inmediatamente antes de y/o concurrentemente con la radiación de terapia con haces de partículas para garantizar el suministro dirigido y controlado de energía en relación con una posición del paciente que resulte en el tratamiento in vivo no invasivo, eficiente, preciso y/o exacto de un tumor canceroso sólido con la reducción al mínimo del daño al tejido sano circundante en un paciente que usa el sistema de verificación de posición con haces de protones.

Se utiliza un algoritmo de control de rayos X para sincronizar él suministro de rayos X al paciente 1430 en un período determinado de cada respiración, por ejemplo al máximo o al mínimo de una respiración cuando él sujeto está conteniendo la respiración. Para mayor claridad de las imágenes combinadas de rayos X, preferiblemente el paciente es tanto colocado dé manera exacta y como alineado en relación con la trayectoria de haz de rayos X 2270. La algoritmo de control de suministro de rayos X está integrado preferiblemente con el módulo de control de respiración. Por lo tanto, el algoritmo de control de suministro de rayos X sabe cuándo está respirando el sujeto, dónde está el sujeto en el ciclo de respiración y/o cuándo el sujeto está conteniendo la respiración. De esta manera, algoritmo de control de suministro de rayos X suministra rayos X en un período determinado del ciclo de respiración. La exactitud y precisión de la alineación del paciente permite (1) una localización más exacta y precisa del tumor 1420 en relación con los otros componentes del cuerpo y (2) la combinación más exacta y precisa de los rayos X en la generación de una imagen tridimensional de rayos X del paciente 1430 y del tumor 1420.

Haciendo referencia ahora a la figura 26, se provee un ejemplo de generar una imagen de rayos X 2600 del paciente 1430 y del tumor 1420 utilizando el dispositivo de generación de rayos X 2100 o un dispositivo de generación tridimensional de rayos X 2100, como función conocida del tiempo del ciclo de respiración de paciente. En una modalidad, como primer paso él controlador principal 110 instruye, monitorea y/o es informado de la colocación del paciente 2610. En un primer ejemplo de la colocación de paciente 2610, se utiliza un sistema automatizado de colocación de paciente, bajo control del controlador principal 110, para alinear al paciente 1430 en relación con la trayectoria de haz de rayos X 2270. En un segundo ejemplo de la colocación de paciente, se le indica al controlador principal 110 por medio de sensores o intervención humana que el paciente 1430 está alineado. En un segundo paso, se monitorea 2620 entonces la respiración del paciente, como se describe posteriormente. Como un primer ejemplo de monitoreo de la respiración, se obtiene 2640 una radiografía en un punto conocido en el ciclo de respiración de paciente. En un segundo ejemplo de monitoreo de la respiración, se controla en primer lugar el ciclo de respiración de paciente en un tercer paso de control de la respiración del paciente 2630 y luego como un cuarto paso se obtiene 2640 una radiografía en un punto de control en el ciclo de respiración de paciente. Preferiblemente, el ciclo de colocación de paciente 2610, el monitoreo de respiración de paciente 2620, control de respiración de paciente 2630 y la obtención de una radiografía 2640 se repite con diferentes - posiciones de los pacientes. Por ejemplo, se hace girar al paciente 1430 alrededor de un eje 1417 y se obtienen los rayos X en función de la rotación. En un quinto paso, se genera una imagen tridimensional de rayos X 2650 del paciente 1430, del tumor 1420 y de los componentes del cuerpo alrededor del tumor utilizando imágenes obtenidas de rayos X, como con el dispositivo de generación tridimensional de rayos X 2100, que se describe anteriormente. Se describen a continuación con más detalle el monitoreo de respiración de paciente y los pasos de control.

Monitoreo de respiración de paciente Preferiblemente, se monitorea 2620 el patrón de respiración de paciente. Cuando un sujeto o paciente está respirando 1430, muchas porciones del cuerpo se mueven con cada respiración. Por ejemplo, cuando un sujeto respira, los pulmones se mueven al igual que las posiciones relativas de los órganos dentro del cuerpo, tales como el estómago, los ríñones, el hígado, los músculos del pecho, la piel, el corazón y los pulmones. Generalmente, la mayoría o todas las partes del torso se mueven con cada respiración. De hecho, los inventores han reconocido que, además del movimiento del torso con cada respiración, existen también va os movimientos en la cabeza y las extremidades con cada respiración. Se debe considerar el movimiento en el suministro de una dosis de protones al cuerpo, conforme se suministran preferiblemente los protones al tumor y no al tejido circundante. El movimiento da así como resultado una ambigüedad en donde se encuentra el tumor en relación con la trayectoria de haz. Para superar parcialmente este problema, se suministran los protones preferiblemente en el mismo punto en cada uno de una serie de ciclos de respiración.

Se determina 2620 inicialmente un patrón rítmico de la respiración de un sujeto. Se observa o se mide el ciclo. Por ejemplo, un operador de haces de rayos X o un operador de haces de protones puede observar cuando un sujeto está respirando o está entre las respiraciones y puede medir el tiempo del suministro de los protones en un período determinado de cada respiración. Alternativamente, se le dice al sujeto que inhale, exhale y/o contenga la respiración y se suministran los protones durante el período de tiempo ordenado.

Preferiblemente, se utiliza uno o más sensores para determinar el ciclo de respiración del individuo. Se proveen dos ejemplos de sistema de monitoreo de respiración: (1) un sistema de monitoreo térmico y (2) un sistema de monitoreo de fuerza.

Se provee un primer ejemplo de sistema de monitoreo térmico de respiración: En el sistema monitoreo térmico de respiración, se coloca un sensor por la nariz y/o la boca del paciente. Dado que la mandíbula del paciente es restringida opcionalmente, como se describe anteriormente, se coloca preferiblemente el sistema de monitoreo térmico de respiración por la trayectoria de exhalación de la nariz del paciente. Para evitar la interferencia esférica de los componentes del sistema sensor térmico con la terapia mediante protones, se utiliza el sistema de monitoreo térmico de respiración preferiblemente cuando se trata un tumor no ubicado en la cabeza o el cuello, por ejemplo cuando se trata un tumor en el torso o las extremidades. En el sistema de monitoreo térmico, se utiliza un primer resistor térmico 2595 para monitorear el ciclo de respiración del paciente y/o la ubicación en el ciclo de respiración del paciente. Preferiblemente, se coloca el primer resistor térmico 2595 por la nariz del paciente, de tal manera que el paciente exhalando por la nariz en el primer resistor térmico 2595 calienta el primer resistor térmico 2595 que indica una exhalación. Preferiblemente, un segundo resistor térmico funciona como sensor de temperatura del medio ambiente. Se coloca el segundo resistor térmico preferiblemente fuera de la trayectoria de exhalación del paciente, pero en el mismo medio ambiente de la sala local como el primér resistor térmico 2595. La señal generada, por ejemplo la corriente de los resistores térmicos 2595, se convierte preferiblemente a voltaje y se comunica con el controlador principal de 110 o un subcontrolador del controlador principal. Preferiblemente, se utiliza el segundo resistor térmico para ajustar la fluctuación de la temperatura ambiental que forma parte de una señal del primer resistor térmico 2595, por ejemplo mediante el cálculo de una diferencia entre los valores de los resistores térmicos 2595 para obtener una lectura más exacta del ciclo de respiración del paciente.

Se provee un segundo ejemplo del sistema de monitoreo térmico de respiración de fuerza/presión. En el sistema de monitoreo térmico de respiración de fuerza, se coloca un sensor por el torso. Para evitar la interferencia estérica de los componentes del sistema sensor de fuerza con la terapia mediante protones, se utiliza el sistema de monitoreo de respiración de fuerza preferiblemente cuando se trata un tumor ubicado en la cabeza, el cuello o las extremidades. En el sistema de monitoreo de fuerza, se pone urja banda o correa 2555 alrededor de un área del torso del paciente que se expande y se contrae con cada ciclo de respiración del paciente. La banda 2555 está apretada preferiblemente alrededor del pecho del paciente y es flexible. Se une un medidor de fuerza 2557 a la banda y detecta el patrón de respiración del paciente. Las fuerzas aplicadas al medidor de fuerza 2557 se correlacionan con períodos del ciclo de respiración. Las señales del medidor de fuerza 2557 se comunican preferiblemente con el controlador principal 110 o un subcontrolador del controlador principal.

Control de la respiración Haciendo referencia ahora a la figura 26, una vez que se ha determinado el patrón rítmico de la respiración o inhalación/exhalación del sujeto, se suministra opcionalmente una señal para controlar con mayor precisión la frecuencia de respiración 2630. Por ejemplo, se pone una pantalla 2590 enfrente del sujeto dirigiendo al sujeto cuándo contener la respiración y cuándo respirar. Típicamente, un módulo de control de respiración utiliza ja entrada de uno o más de los sensores de respiración. Por ejemplo, se utiliza la entrada para determinar cuándo se completa la exhalación siguiente de respiración. En mínimo de la respiración, el módulo de control despliega una señal de mantener la respiración al sujeto, tal como en un monitor, a través de una señal oral, digital y el comando de voz generado automáticamente, lo mediante una señal de control visual. Preferiblemente, se coloca un monitor de despliegue 2590 delante del sujeto y el monitor de despliegue despliega órdenes de respirar al sujeto. Por lo general, se le instruye al sujeto que contenga la respiración durante un corto período de tiempo, como alrededor de ½, 1 , 2, 3, 5 ó 10 segundos. El período de tiempo que se contiene la respiración se sincroniza preferiblemente con el tiempo de suministro del haz de protones al tumor, que es alrededor de ½, 1 , 2 ó 3 segundos. Si bien se prefiere el suministro de los protones al mínimo de la respiración, se suministran los protones opcionalmente en cualquier punto del ciclo de respiración, por ejemplo tras la inhalación completa. El suministro al máximo de la respiración o cuando se le instruye el paciente que inhale profundamente y contenga la respiración en el módulo de control de respiración se realiza opcionalmente cuando la parte superior de la respiración de la cavidad torácica es máxima y para algunos tumores se aumenta al máximo la distancia entre el tumor y el tejido circundante o se rarifica el tejido circundante como resultado del aumento de volumen. Por consiguiente, se reducen al mínimo los protones que chocan contra el tejido circundante. Opcionalmente, la pantalla de despliegue le indica al sujeto cuándo está a punto de que se le pida contener la respiración, por ejemplo con 3, 2, 1 , urja segunda cuenta regresiva para que el sujeto esté consciente de la tarea que está a punto de que se le pida que realice.

Sincronización de la terapia mediante haces de protones con la respiración Se utiliza un algoritmo de control de suministro de protones para sincronizar el suministro de los protones al tumor en un período determinado I de cada respiración, por ejemplo al máximo o al mínimo de una respiración cuando el sujeto está conteniendo la respiración. El algoritmo de control de suministro de protones está integrado preferiblemente con el módulo de control de respiración. Por lo tanto, el algoritmo de control de suministro de rayos X sabe cuándo está respirando el sujeto, dónde está el sujeto en el ciclo de respiración y/o cuándo el sujeto está conteniendo la respiración. Él algoritmo de control de suministro de protones controla cuándo se inyectan los protones y/o se dirijan hacia el sincrotrón, cuándo se aplica una señal RF para inducir una oscilación, como se describe anteriormente, y cuándo se aplica ún voltaje CC para extraer protones del sincrotrón, como se describe I anteriormente . Típicamente, el algoritmo de control de suministro de proton s inicia la inflexión de protones y la oscilación inducida subsiguiente de RF antes de que se le instruya al sujeto que contenga la respiración o antes del i período identificado del ciclo de respiración seleccionado por un plazo de suministro de protones. De esta manera, el algoritmo de control de suministro de protones puede suministrar protones en un período determinado del ciclo de respiración, suministrando de manera simultánea o casi simultánea el alto voltaje CC al segundo par de placas, que se describe anteriormente, lo cual resulta en la extracción de los protones del sincrotrón y el subsiguiente suministro al sujeto en el punto de tiempo seleccionado. Dado que el período de aceleración de protones en el sincrotrón es constante o conocido para un nivel de energía deseado del haz de protones, se utiliza el algoritmo de contr l I de suministro de de protones para establecer una señal RF CA que coincida con el ciclo de respiración o el ciclo de respiración dirigida al sujeto. j Aunque se ha descrito la invención en la presente con referencia a ciertas modalidades preferidas, un experto en la técnica apreciará fácilmente que se pueden hacer otras aplicaciones en lugar de las expuestas en lia presente, sin apartarse del espíritu y el alcance de la presente invención.

Claims (24)

NOVEDAD DE LA INVENCION REIVINDICACIONES

1. Un aparato de rayos X, como parte de un sistema de terapia contra el cáncer mediante haces de partículas, dicho sistema de terapia contra el cáncer mediante haces de partículas irradiando un tumor de un paciente con un haz de partículas cargadas durante su uso, dicho aparato comprendiendo: una fuente de generación de rayos X ubicado dentro de cuarenta milímetros del haz de partículas cargadas, en donde dicha fuente de rayos X mantiene una sola posición estática: (1) durante el uso de dicha fuente de rayos X y (2) durante el tratamiento del tumor con el haz de partículas cargadas, en donde los rayos X emitidos desde dicha fuente de rayos X se extienden substancialmente en paralelo con el haz de partículas cargadas. '

2. El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque dicha fuente de generación de rayos X comprende un ánodo de tungsteno.

3. El aparato de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado además porque comprende adicionalmente un cátodo de generación de electrones que tiene una primera distancia en sección transversal, en donde los rayos X son generados por los electrones de dicho cátodo que choca contra dicho ánodo de tungsteno.

4. El aparato de conformidad con la reivindicación 3, caracterizado además porque comprende adicionalmente: un electrodo de control de concentración; y electrodos de aceleración, dicho electrodo de control y dichos electrodos de aceleración estando ubicados entre dicho cátodo y dicho ánodo, dicho electrodo de control de concentración concentrando electrones de dicha primera distancia transversal a una segunda distancia en sección transversal, en donde dicha segunda distancia en sección transversal es menor a la mitad de dicha primera distancia en sección transversal.

5. El aparato de conformidad con la reivindicación 3, caracterizado además porque comprende adicionalmente: un electrodo de control; una pluralidad de electrodos de aceleración; una lente magnética; y ün imán cuadrupolar, todos de dicho electrodo de control, dichos electrodos de aceleración, dicha lente magnética y dicho imán cuadrupolar estando ubicados entre dicho cátodo y dicho ánodo, dicho electrodo de control, dichos electrodos de aceleración, dicha lente magnética.y dicho imán cuadrupolar ¡ combinándose para formar un haz de electrones sustancialmente paralelo con un área de haz de electrones en sección transversal, en donde un área en sección transversal de dicho cátodo es mayor que aproximadamente ocho veces la del área del área de haz de electrones en sección transversal.

6. El aparato de conformidad con la reivindicación 5, caracterizado además porque el haz de electrones sustancialmente paralelo comprende una forma oblonga en sección transversal, en donde la geometría de dicha fuente de generación de rayos X produce un haz de rayos X que comprende una forma casi circular en sección transversal choca contra el mismo el haz de electrones que tiene dicha forma oblonga en sección transversal, el haz de rayos X extendiéndose substancialmente en paralélo con el haz de partículas cargadas.

7. El aparato de conformidad con la reivindicación 5, caracterizado además porque comprende adicionalmente un elemento de enfriamiento conectado a una parte posterior de un ánodo de tungsteno.

8. El aparato de conformidad con la reivindicación !1, caracterizado además porque el uso de dicha fuente de generación de rayos X tiene lugar en el transcurso de treinta segundos del uso subsiguiente del haz de partículas cargadas para la terapia de tumor.

9. El aparato de conformidad con la reivindicación 8, caracterizado además porque comprende adicionalmente un sistema de tomografía de rayos X, que comprende: una plataforma giratoria que sujeta al paciente, en donde dicha plataforma giratoria gira a través de aproximadamente trescientos sesenta grados durante un período de irradiación del paciente, en donde los rayos X de dicha fuente de generación de rayos X produce imágenes desde más de cuatro posiciones de rotación de dicha plataforma giratoria.

10. El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque se obtienen imágenes de múltiples campos del tumor haciendo girar una plataforma de sujeción de paciente entre la obtención de imágenes de rayos X, en donde las imágenes de rayos X se producen por lo menos en diez posiciones de rotación de dicha plataforma, en donde se crean las imágenes de rayos X usando rayos X de dicha fuente de generación de rayos X. I

1 1. El aparato de conformidad con la reivindicación '1 , caracterizado además porque comprende adicionalmente: un sensor de respiración que genera una señal de respiración, dicha señal de respiración correspondiendo a un ciclo de respiración del paciente; una plataforma giratoria que sujeta al paciente, en donde dicha plataforma giratoria gira por lo menos a través de ciento ochenta grados durante una período de irradiación del paciente, en donde dicha fuente de generación de rayos X se mide en le\ tiempo usando dicha señal de respiración para producir imágenes de rayos X en un punto establecido en el ciclo de respiración, en donde dichas imágenes de rayos X representan más de diez posiciones de rotación de dicha plataforma giratoria, y en donde las imágenes de rayos X se combinan para formar una imagen tridimensional del tumor.

12. El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque comprende adicionalmente: un sincrotrón que acelera el haz de partículas cargadas; un sensor de respiración que genera una señal de la respiración, la señal de respiración correspondiendo a un ciclo de respiración del paciente; una plataforma giratoria que sujeta al paciente, en donde dicha plataforma giratoria gira por lo menos a través de ciento ochenta grados durante un período de irradiación del paciente, en donde el sincrotrón utiliza dicha señal de respiración para suministrar dicho haz de partículas cargadas al tumor en un punto establecido en dicho ciclo de respiración, en donde dicho suministro de dicho haz de partículas cargadas en dicho punto establecido del ciclo de respiración se produce en más de cuatro posiciones de rotación de dicha plataforma giratoria, y en donde el tumor es seleccionado como objetivo utilizando imágenes de rayos X obtenidas usando rayos X de dicha fuente de generación de rayos X.

13. El aparato de conformidad con la reivindicación 12, caracterizado además porque dicho aparato produce imágenes de rayos X en dicho punto establecido del ciclo de respiración.

14. El aparato de conformidad con la reivindicación 12, caracterizado además porque dicho sensor de respiración comprende un medidor de fuerza sujetado con correa al pecho del paciente.

15. El aparato de conformidad con la reivindicación 12, caracterizado además porque dicho sensor de respiración comprende: un primer resistor térmico colocado próximo a la nariz del paciente; un segundo resistor térmico colocado tanto fuera de una trayectoria de exhalación del paciente y en el mismo medio ambiente local que dicha plataforma giratoria y el paciente, en donde se genera dicha señal de respiración usando las diferencias entre las lecturas de dicho primer resistor térmico y dicho segundo resistor térmico.

16. El aparato de conformidad con la reivindicación 12, caracterizado además porque comprende adicionalmente una pantalla de despliegue que despliega mandos de control de respiración al paciente.

17. El aparato de conformidad con la reivindicación 12, caracterizado además porque se utiliza dicha señal de respiración en la generación de dicho mando de control de respiración y en donde dicho mando de control de respiración comprende una cuenta regresiva para cuando se deba contener la respiración del paciente.

18. El aparato de conformidad con la reivindicación 12, caracterizado además porque dicho suministro del haz de partículas cargadás en dicho punto establecido de dicho ciclo de respiración tiene lugar en más de veinte posiciones de rotación de dicha plataforma giratoria, en donde la energía de entrada de dicho haz de partículas cargadas se distribuye circunferencialmente alrededor del tumor.

19. El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque comprende adicionalmente un sincrotrón, en donde dicho sincrotrón comprende: un sistema de cavidades de radiofrecuencia que comprende un primer par de laminillas para inducir la oscilación del betatrón; una hoja que produce particulas. de carga lenta a partir de partículas en el haz de partículas cargadas que tengan suficiente oscilación del betatrón para atravesar dicha hoja, en donde las partículas de carga lenta pasan a través de un segundo par de laminillas que tienen un voltaje de extracción que dirigen las partículas cargadas desde dicho sincrotrón a través de un imán de extracción Lamberson.

20. El aparato de de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado además porque dicho sistema de cavidades de radiofrecuencia para inducir la oscilación del betatrón se mide en el tiempo usando dicha señal de respiración.

21. El aparato de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado además porque dicho sincrotrón comprende: exactamente cuatro secciones de giro; y ningún cuadrupolo en la trayectoria de circulación del sincrotrón.

22. El aparato de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado además porque dicho sincrotrón comprende: exactamente cuatro secciones de giro de noventa grados.

23. El aparato de conformidad con la reivindicación 22, caracterizado además porque cada uno de dichas cuatro secciones de giro de noventa grados comprende cuatro imanes, en donde cada uno de dichos cuatro imanes de giro comprende dos bordes biselados de concentración.

24. El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque comprende adicionalmente un sistema de inyección, dicho sistema de inyección comprendiendo un material magnético, contenido por lo menos parcialmente en una cámara de plasma, dicha cámara de plasma produciendo un haz de iones negativos convertido en una hoja de conversión al haz de partículas cargadas.