Brevet FR3160292A1 — publié le 20250919

Synchrocyclotron supraconducteur (1) comportant : Au moins deux sources d’ions (30, 33) pour produire respectivement un faisceau dit "thérapie" et un faisceau dit "imageur", une ligne d’injection axiale, un dispositif de modulation haute fréquence (23) pour produire au sein du synchrocyclotron une loi de fréquence cyclique F(t) permettant l'accélération simultanée des ions des faisceaux thérapie et imageur, un modulateur de parcours rotatif (110), deux dispositifs de coupure des faisceaux (34, 35) en amont du plan médian d’accélération pour moduler les faisceaux thérapie et imageur de manière synchrone avec la rotation du modulateur de parcours (110). Figure pour l’abrégé : Fig. 5 Synchrocyclotron supraconducteur à accélération simultanée d’espèces d’ions multiples et installation d’hadronthérapie La présente invention concerne les accélérateurs de particules, et plus particulièrement les synchrocyclotrons. Ces derniers constituent une solution intéressante pour accélérer des protons et autres ions légers à de hautes énergies pour des applications médicales en radiothérapie, dénommée l’hadronthérapie, qui utilisent le pic de Bragg caractéristique de l’augmentation de la dose délivrée en fin de parcours lors du ralentissement de ces particules dans les tissus. Etat de la technique La compacité de ce type d’accélérateur permet de réduire les dimensions physiques et les coûts d’investissement et rend réaliste l’installation en milieu hospitalier. Des exemples de synchrocyclotrons supraconducteurs, permettant l’accélération de faisceaux de protons pour la protonthérapie de haute énergie sont décrits dans les publications suivantes : Gordon M., Wu X., « Extraction studies for a 250 MeV Superconducting Synchrocyclotron”. Proceedings of the Part. Accel. Conf. (USA,1987) pp.1255-1257, Y.Jongen, P.Mandrillon, M.Abs, W.Kleeven, S.Quets, P.Verbruggen,” Development of the new IBA S2C2”, European Cyclotron Progress Meeting 2012 in PSI, Switzerland, W. Kleeven et al.,IBA, Louvain-la-Neuve (B), M.Conjat et al., AIMA Developpement, Nice (F), « The IBA Superconducting Synchrocyclotron project S2C2” , Proc. of Cyclotron 2013, Vancouver, Canada. Les systèmes d’hadronthérapie doivent répondre à des exigences d’efficacité et de précision, car il est important de connaître avec précision où la dose est déposée, notamment lorsque le volume cible est proche d’organes à risque. Les installations existantes sont perfectibles à cet égard. Il existe par conséquent un besoin pour accroître encore les performances des installations d’hadronthérapie en palliant les limitations de la protonthérapie de haute énergie. Il existe également un intérêt pour perfectionner les synchrocyclotrons supraconducteurs utilisés dans de telles installations. L’invention vise à répondre à tout ou partie de ces besoins et elle y parvient en proposant un synchrocyclotron supraconducteur, comportant : Au moins deux sources d’ions pour produire respectivement un faisceau dit "thérapie" avec au moins un premier type d'ions et un faisceau dit "imageur" constitué de deutons, une ligne d’injection axiale comportant au moins un groupeur haute fréquence (« buncher » en anglais) pour regrouper les ions délivrés par les sources d’ions par paquets, avant de les injecter dans un plan médian d'accélération du synchrocyclotron, un dispositif de modulation haute fréquence pour produire au sein du synchrocyclotron une loi de fréquence cyclique F(t) permettant l'accélération simultanée des ions des faisceaux thérapie et imageur, un modulateur de parcours rotatif, placé sur le trajet des faisceaux thérapie et imageur après accélération des ions, comportant au moins une région pleine et au moins une région vide se positionnant alternativement durant la rotation du modulateur sur le trajet desdits faisceaux, le modulateur de parcours permettant de moduler le parcours des ions thérapie dans un volume cible, deux dispositifs de coupure des faisceaux (« chopper » en anglais) en amont du plan médian d’accélération pour moduler les faisceaux thérapie et imageur de manière synchrone avec la rotation du modulateur de parcours, de telle sorte que les ions du faisceau thérapie traversent seulement ladite au moins une région pleine et ceux du faisceau imageur seulement ladite au moins une région vide. Un tel accélérateur de particules, dont la fréquence du champ électrique accélérateur est variable dans le temps, est capable d’accélérer en plus des deutons, sur le même programme de fréquence F(t), des ions de rapport charge électrique Z sur masse A voisin de celui des deutons , par exemple des ions α ( 4 He 2+ ), 12 C 6+ (Carbone 6+) ou 7 Li 3+ (Lithium 3+). L’accélérateur selon l’invention peut ainsi accélérer des ions tels que 7 Li 3+ bien que le rapport charge sur masse du 7 Li 3+ (Z/A=0,43) soit plus éloigné des autres ions qui ont un rapport Z/A proche de 0,53. L’accélérateur peut ne comporter qu’une seule source d’ions thérapie, par exemple une source d’ions α ( 4 He 2+ ), 12 C 6+ (carbone 6+) ou 7 Li 3+ (lithium 3+) ; en variante, l’accélérateur comporte au moins deux sources d’ions thérapie, par exemple une source d’ions α ( 4 He 2+ ) et une source d’ions 7 Li 3+ (lithium 3+). Dans ce cas, le synchrocyclotron est configuré pour permettre de sélectionner l’une ou l’autre des sources d’ions thérapie, en fonction de l’application souhaitée. Lorsque l’on utilise qu’une seule source d’ions thérapie α, le groupeur opère à une fréquence donnée F g qui est égale à la fréquence d’injection des deutons et des ions α. Lorsque l’on utilise deux sources d’ions thérapie et que l’on sélectionne l’une ou l’autre, par exemple une source d’ions 7 Li 3+ et une source d’ions α, le groupeur opère de préférence à une fréquence F g médiane entre les fréquences d’injection des ions thérapie et imageur. Dans ce cas, la loi de fréquence cyclique F(t) passe périodiquement par une première valeur intermédiaire F inj1 supérieure à la fréquence F g et convenant à l’injection et à la capture des deutons, à une deuxième valeur intermédiaire F inj2 inférieure à la première et à la fréquence F g , convenant à l’injection et à la capture de l’autre type d’ions, par exemple 7 Li 3+ l’extraction des ions s’effectuant à une fréquence F ex plus faible que les fréquences F inj1 et F inj2 . Le groupeur comporte une électrode centrale dont la longueur est égale de préférence à 3βλ/2 (β=v i /c, où v i est la moyenne de la vitesse des différents ions dans le groupeur, c la vitesse de la lumière, et λ la longueur d'onde correspondant à la fréquence du groupeur F g ). Le dispositif de modulation haute fréquence comporte de préférence un condensateur rotatif et une ligne HF reliant une électrode d’accélération au condensateur rotatif. Le synchrocyclotron comporte un inflecteur par exemple de type spiral pour défléchir les ions de la ligne d’injection vers le plan médian. Cet inflecteur autorise par exemple des rotations du faisceau comprises entre 360° et 720° autour de l’axe vertical. Le synchrocyclotron peut comporter un canal d’extraction, notamment électromagnétique à septum, permettant de préférence des rendements d’extraction supérieurs à 60%. L’invention a encore pour objet une installation d’hadronthérapie comportant un synchrocyclotron selon l’invention, tel que défini ci-dessus. L’installation peut comporter en aval du synchrocyclotron un collimateur et en aval du volume cible un imageur pour recevoir le faisceau de deutons. Le collimateur peut être placé en amont du modulateur de parcours. Les ions du faisceau « thérapie » permettent de déposer la dose thérapeutique dans le volume cible et les ions du faisceau « imageur » servent à réaliser avec l’imageur une image simultanée à l’extérieur du volume cible afin d’obtenir une information spatiale sur la position du volume cible « en direct ». Cela permet d’améliorer les performances thérapeutiques : d’une part les ions du faisceau thérapie, plus lourds que les protons, améliorent la précision balistique latérale et axiale du dépôt de la dose dans un volume tumoral qui requiert des parcours en profondeur. D’autre part l’utilisation d’ions thérapie plus ionisants que les protons accroit l’efficacité biologique relative, permettant ainsi la destruction des cellules tumorales dites radio-résistantes. De plus, l’installation offre la possibilité de réaliser l’irradiation en un temps très court, et la technique dite « flash-thérapie » est réalisable si cela est recherché. Le modulateur de parcours comporte par exemple une roue entraînée en rotation, comportant des pales présentant chacune une variation angulaire de leur épaisseur, notamment par paliers, la rotation du modulateur de parcours étant synchronisée avec l’émission des ions accélérés par le synchrocyclotron de telle sorte que les ions du faisceau thérapie destinés à avoir leur pic de Bragg au sein du volume cible traversent les pales avec l’épaisseur de matière permettant d’obtenir le positionnement du pic de Bragg recherché, et les ions du faisceau imageur destinés à atteindre l’imageur traversant le modulateur de parcours entre les pales. L’installation selon l’invention offre une possibilité d’irradiation de tumeurs mobiles, en permettant de connaître grâce à l’imageur avec précision où la dose est déposée à chaque instant. L’invention permet l’irradiation de « cibles mobiles », par exemple du fait de la respiration du patient pour les tumeurs pulmonaires ou de la déglutition pour les tumeurs de la sphère ORL, avec des ions très ionisants, de façon précise, grâce à la connaissance en direct de la position du dépôt de la dose apportée par l’imageur. L’invention pourra être mieux comprise à la lecture de la description détaillée qui va suivre, d’exemples non limitatifs de mise en œuvre de celle-ci, et à l’examen du dessin annexé, sur lequel : FIG. 1 représente de manière schématique et partielle, en perspective, un exemple de synchrocyclotron selon l’invention, FIG. 2 représente un exemple de loi de fréquence F(t) d’un synchrocyclotron selon l’invention, accélérant des ions α ou 7 Li 3+ d’une part, et des deutons D d’autre part, FIG. 3 représente la séparatrices des espaces des phases (φ,φ’) pour les espèces α, D et Li et les zones de capture correspondantes, FIG. 4 représente le parcours de différents ions dans l’eau en fonction de l’énergie en MeV/nucléon, FIG. 5 est une vue éclatée, schématique et partielle, d’une partie de l’installation d’hadronthérapie située en aval du synchrocyclotron, avec balayage des faisceaux thérapie (par exemple constitué d’ions α ou Li) et imageur, FIG. 6 illustre les effets du groupeur sur la phase des particules le long de la ligne d’injection, et FIG. 7 représente trois vues d’un exemple d’inflecteur respectivement dans un plan vertical (vue de gauche), en projection horizontale réalisée dans le plan médian du synchrocyclotron (vue du milieu), et en perspective (vue de droite). Description détaillée On a illustré sur la FIG. 1 un exemple de synchrocyclotron 1 selon l’invention. Ce synchrocyclotron 1 fait avantageusement partie d’une installation d’hadronthérapie qui vise à délivrer une dose précise à un volume cible tumoral. Comme illustré, le synchrocyclotron 1 comporte un électroaimant qui présente globalement une structure généralement symétrique par rapport à un plan médian d’accélération PM, horizontal et qui passe par le plan de coupe de culasses inférieure 10 et supérieure 11. Ces culasses 10, 11 et les bobines supraconductrices associées 12 (seule la bobine inférieure est représentée, sans le cryostat qui contient les bobines, leur isolation multicouche et les traversées électriques) sont généralement symétriques par rapport au plan médian PM. Le synchrocyclotron comporte un système HF qui comporte un Dee 20 soutenu par deux tiges « stems en anglais) parallèles 21 et 22. Une telle structure bi-stem est décrite dans la demande FR3055507A1 au nom de la demanderesse. Le synchrocyclotron 1 comporte un modulateur de fréquence HF 23 du type à condensateur rotatif, qui délivre une loi de fréquence F(t) spécifique des caractéristiques des ions accélérés et qui varie périodiquement avec le temps, comme illustré sur la FIG. 2 . L'accélération des particules se fait dans des espaces accélérateurs ("gaps" en anglais) définis entre le Dee 20 et un anti-Dee 24 (ce dernier n’étant représenté que partiellement). Le synchrocyclotron 1 comporte une ligne d’injection externe des ions à accélérer, s’étendant selon un axe vertical Z. Cette ligne d’injection est alimentée par deux dispositifs disposés perpendiculairement à l’axe vertical de la ligne d’injection, de part et d'autre de cet axe, tel qu'illustré à la FIG. 1 . Chacun de ces dispositifs comporte : Une source d’ions thérapie 32, par exemple de type ECR (Electron Cyclotron Resonance) pour les faisceaux thérapie, par exemple alpha ou lithium, à l’intérieur d’une cage à la masse 30 et d’une cage haute tension 31, une source d'ions deutons imageurs (par exemple de type Multi-cusp à l'intérieur d'une plate-forme 33, un dispositif de coupure du faisceau (en anglais « chopper ») 34 ou 35, en aval de chacune des sources, composé par exemple d’un condensateur électrostatique, qui permet de couper très rapidement les faisceaux thérapie ou imageur, et dont le fonctionnement est asservi à la position d’un modulateur de parcours, comme précisé plus loin. Un aimant de déviation 36 situé sur l'axe vertical Z permet de défléchir les faisceaux issus des sources vers la ligne d'injection axiale. Un vide de haute qualité est assuré par des pompes 37. Le groupeur HF 38 fonctionne dans cet exemple à une fréquence F g . Le groupeur 38 est par exemple du type double gap avec électrode centrale de longueur 3βλ/2, la longueur d’onde λ correspondant à la fréquence F g . Le groupeur 38 fonctionne dans l’exemple considéré avec son propre générateur à une fréquence médiane F g entre les fréquences d’injection Finj1 et Finj2 des particules à accélérer, mais permet cependant d’atteindre des efficacités de groupement satisfaisantes (par exemple jusqu'à 4 fois, c’est-à-dire qu'un intervalle de phase arbitraire de 200° en sortie de source est ramené à 50° en fin de ligne d'injection) comme illustré sur la FIG. 6 . Sur les vues de droite de cette figure, on a représenté respectivement les phases finales et le rayon du faisceau, avec et sans l'effet du groupeur. Le groupeur 38 ne fonctionne pas en continu mais en mode pulsé, c’est-à-dire pendant les temps de capture des ions à accélérer, entre les temps « groupeur on » et « groupeur off » sur la FIG. 2 . Les paquets regroupés à la fréquence médiane F g sont injectés temporellement pendant les temps de capture des différentes espèces d'ions. Le groupeur 38 est ainsi piloté en temps et la durée de fonctionnement est asservie aux fréquences de capture, comme illustré à la FIG. 2 . Un dispositif de focalisation 39, par exemple de type lentille de Glaser, permet d’assurer la focalisation nécessaire à l’entrée d’un inflecteur 40 de la ligne d’injection, qui est représenté isolément sur la FIG. 7 . L’inflecteur 40 est par exemple du type inflecteur électrostatique spiral, avec deux électrodes imbriquées 130 et 140 qui s’étendent en vis-à-vis, mais présente la particularité d’injecter dans un champ magnétique relativement élevé (typiquement entre 7 et 8 Tesla), qui impose une rotation supérieure à 360°, et de façon générale comprise entre 360 et 720°, comme illustré sur la vue du milieu de la FIG. 7 . La vue de gauche de la FIG. 7 présente une projection dans le plan vertical X, Z, l’axe X étant par convention l'axe du « gap » accélérateur du Dee, la vue du milieu dans le plan horizontal, et la vue de droite en perspective. Le synchrocyclotron comporte un canal 50 d’extraction des faisceaux, par exemple du type électromagnétique, notamment à septum en cuivre. Un tel canal permet d’atteindre des rendements d’extraction relativement élevés (compris entre 60 et 70%). Ces rendements permettent de réduire les flux de neutrons parasites résultants des pertes de faisceau sur les composants de l’extraction. Cette réduction des flux de neutrons permet de diminuer l’activation générale des composants internes du synchrocyclotron, ce qui facilite les opérations de maintenance, et de diminuer la charge thermique sur les bobines supraconductrices due à l’énergie déposée par ces flux de particules. La FIG. 3 présente le classique espace des phases (φ,dφ/dt) avec les séparatrices et les zones de capture pour différents types d’ions accélérés. Les ions α et D peuvent être capturés au même instant sur la loi de fréquence F(t). Les ions 7 Li 3+ sont capturés plus tard que les deutons sur la loi de fréquence F(t), tel qu’illustré à la FIG. 2 . Les zones hachurées sont les aires de capture, i.e. toute particule de condition initiale hors de ces zones n'est pas accélérée par le synchrocyclotron 1. φ s représente la phase synchrone. Au-delà de la phase 90°, les particules sont décélérées (convention d'accélération en V.cos(φ) ; le point -φ s représente le point fixe instable). Les temps de capture des ions α, D et des ions 7 Li 3+ injectés plus tardivement sur le programme de fréquence F(t) sont relativement voisins, les temps de capture étant par exemple typiquement compris entre 10 et 15 μs en fonction de la loi de fréquence, comme illustré sur la FIG. 2 . Par ailleurs ces ions de rapport Z/A très voisins ont des parcours distincts dans les tissus en fonction de leur énergie cinétique exprimée en MeV/nucléon (une même énergie cinétique en MeV/nucléon exprime que ces ions ont la même vitesse quelle que soit leur masse). En effet des ions de charge électrique Z et de masse A ont un ralentissement dans la matière qui dépend du rapport A/Z 2 . Le parcours des ions de même rapport A/Z 2 est donc identique s’ils ont la même énergie cinétique usuellement exprimée en MeV par nucléon. La FIG. 4 présente les parcours dans l’eau de différents ions accélérables par le synchrocyclotron selon l’invention. D : deuton, i.e. noyau du deutérium, l’isotope stable lourd de l’Hydrogène. α : noyau de l’hélium ( 4 He 2+ ). α et protons 1 H 1+ ont le même A/Z 2 . Les α et les protons de même énergie en MeV/nucléon ont le même parcours. Bien que les protons ne soient pas simultanément accélérables avec les deutons par le synchrocyclotron selon l’invention, la FIG. 4 les mentionne à titre indicatif. 7 Li 3+ : noyau de Lithium épluché de ses 3 électrons. Le Lithium naturel est formé de 2 isotopes stables : le Lithium de masse A=6 (7.59% du Lithium naturel) et le Lithium de masse A=7 (92.41%). 12 C 6+ : noyau de Carbone épluché de ses 6 électrons, accélérable sur la même loi de fréquence que les α pour des irradiations à plus faible profondeur. La FIG. 4 montre à titre d'exemple que pour un intervalle compris typiquement entre 180 et 200 MeV par nucléon les deutons accélérés par le synchrocyclotron selon l'invention ont une profondeur de pénétration supérieure à 45 cm, permettant leur utilisation pour l'imagerie. L’installation comporte, sur le trajet des ions ayant quitté la cavité accélératrice, en amont du volume cible, un collimateur 100, qui placé sur le trajet des fasceaux définit leur section, et un modulateur de parcours 110, comme illustré sur la FIG. 5 , et en aval du volume cible un imageur 120. L'installation peut éventuellement être complétée en amont du modulateur de parcours par des éléments optiques classiques de déviation du faisceau selon les spécificités de l'installation d'hadronthérapie. Par exemple, une installation dédiée aux tumeurs de la tête et du cou utilise un faisceau fixe horizontal et ne nécessite pas de tête rotative isocentrique. Le modulateur de parcours 110 permet de changer l’énergie des faisceaux extraits pour moduler au mieux les parcours des ions dans le volume cible. Le modulateur de parcours 110 comporte par exemple une roue avec des pales 110a d’un matériau absorbeur, par exemple du polycarbonate, en rotation autour d’un axe parallèle aux faisceaux imageur et thérapie, comme illustré à la FIG. 5 . Chaque pale comporte des secteurs de différentes épaisseurs respectives, permettant de moduler la profondeur du pic de Bragg. Dans l’exemple illustré, le faisceau de deutons transite à travers la zone vide 110b située entre les pales du modulateur, puis à travers le volume cible jusqu’à l’imageur 120. Le fonctionnement du dispositif de coupure de faisceau 35 disposé entre la source et le groupeur est asservi, par exemple par un signal optique, à la rotation du modulateur de parcours, pour laisser passer le faisceau imageur de deutons à travers les pales. Le dispositif de coupure de faisceau 34 agit de telle sorte que les ions du faisceau thérapie rencontrent toujours le secteur d’épaisseur souhaitée des pales et que les ions thérapie ne soient pas présents au moment où aucune pale n’est située sur le trajet du faisceau thérapie. Le fonctionnement des dispositifs de coupure de faisceau 34 et 35 tient compte du temps de trajet des ions entre le passage à travers le dispositif de coupure de faisceau 34 ou 35 et le moment où les ions atteignent le modulateur de parcours. L’imageur 120 est par exemple construit avec des chambres multi-fils (dispositif développé par Georges Charpak constitué de plusieurs grilles successives permettant de réaliser une image en 3 dimensions des trajectoires des particules). Dans l’exemple de la FIG. 5 , le synchrocyclotron délivre des faisceaux simultanés thérapie α et imageur D, le faisceau d’ions α étant arrêté dans le volume cible et y déposant son pic de Bragg et le faisceau de deutons traversant le patient et déposant son pic de Bragg dans l’imageur à l’extérieur du patient. A noter que l’intégration de la dose dans le volume cible (dit SOBP, i.e. Spread Out Bragg Peak) due à la somme des différents pics de Bragg d’énergie variable, est affectée par le faisceau de deutons. Cependant la contribution à la dose intégrée est relativement faible car en amont du pic de Bragg des deutons D, lequel sera dans l’imageur. Ce dépôt de dose minime est aisément calculable par les programmes de dosimétrie dans le cadre de la planification préparatoire du traitement du volume spécifique à irradier. Bien entendu, l’invention n’est pas limitée aux exemples qui viennent d’être donnés. Ainsi, des lois de fréquence F(t) autres que celle illustrée à la FIG. 2 , notamment avec d’autres valeurs de fréquence et/ou des allures différentes, peuvent être utilisées. D’autres espèces d’ions peuvent être accélérées. D'autres types d'inflecteurs peuvent être utilisés. Le bi-stem reliant l’alimentation HF au Dee peut être remplacé par un système de liaison autre. Synchrocyclotron supraconducteur (1) comportant : Au moins deux sources d’ions pour produire respectivement un faisceau dit "thérapie" avec au moins un premier type d'ions et un faisceau dit "imageur" constitué de deutons, une ligne d’injection axiale comportant au moins un groupeur haute fréquence (38) pour regrouper les ions délivrés par les sources d’ions par paquets, avant de les injecter dans un plan médian d'accélération, un dispositif de modulation haute fréquence (23) pour produire au sein du synchrocyclotron une loi de fréquence cyclique F(t) permettant l'accélération simultanée des ions des faisceaux thérapie et imageur, un modulateur de parcours rotatif (110), placé sur le trajet des faisceaux thérapie et imageur après accélération des ions, comportant au moins une région pleine (110a) et au moins une région vide (110b) se positionnant alternativement durant la rotation du modulateur sur le trajet desdits faisceaux, le modulateur de parcours permettant de moduler le parcours des ions thérapie dans un volume cible, deux dispositifs (34, 35) de coupure des faisceaux en amont du plan médian d’accélération pour moduler les faisceaux thérapie et imageur de manière synchrone avec la rotation du modulateur de parcours (110) de telle sorte que les ions du faisceau thérapie traversent seulement ladite au moins une région pleine (110a) et ceux du faisceau imageur seulement ladite au moins une région vide (110b). Synchrocyclotron supraconducteur (1) selon la revendication 1, comportant au moins deux sources d’ions thérapie. Synchrocyclotron selon la revendication 2, comportant une source d’ions thérapie α et une source d’ions thérapie 7 Li 3+ , le synchrocyclotron étant configuré pour permettre de sélectionner l’une ou l’autre des sources d’ions thérapie, en fonction de l’application souhaitée. Synchrocyclotron selon l’une quelconque des revendications précédentes, le groupeur (38) opérant à une fréquence F g médiane entre les fréquences d’injection des ions thérapie et imageur. Synchrocyclotron supraconducteur selon l’une quelconque des revendications précédentes, le dispositif de modulation haute fréquence comportant un condensateur rotatif (23) et une ligne HF (21,22) reliant une électrode d’accélération (20) au condensateur rotatif (23). Synchrocyclotron supraconducteur selon l’une quelconque des revendications précédentes, comportant un inflecteur, de préférence de type spiral (130, 140) pour défléchir les ions de la ligne d’injection vers un plan médian (PM). Installation d’hadronthérapie comportant un synchrocyclotron (1) selon l’une quelconque des revendications précédentes. Installation selon la revendication précédente, comportant en aval du synchrocyclotron un collimateur (100) et en aval du volume cible un imageur (120) pour recevoir le faisceau de deutons.