СИСТЕМА УСКОРЕНИЯ ИОНОВ ДЛЯ АДРОННОЙ ТЕРАПИИ
ION ACCELERATION SYSTEM FOR HADRON THERAPY

Область техники, к которой относится изобретение
12
6+
+
2
Настоящее изобретение относится к системе ускорения ионов для адронной терапии согласно вводной части п.1 формулы изобретения, а более конкретно к системе ускорения пучков ядер (например, С) или пучков молекул (например, Н ) с массовым числом, превышающим 1, далее именуемых «ионами», например, для медицинского использования в адронной терапии.
Уровень техники
Как известно, адронная терапия является терапевтическим методом, при котором используют пучки протонов или более тяжелых заряженных частиц с массовым числом, превышающим 1.
Также хорошо известно, что при протонной терапии, которая является частным методом адронной терапии, основанным на использовании пучков протонов, используются терапевтические пучки относительно слабого тока (порядка нескольких наноампер), с энергией в области 60-250 МэВ и скоростью в диапазоне от примерно 25 до 62% скорости света.
12
6+
Отмечено также, что в случае использования разных ионов необходимы терапевтические пучки с более слабым током и более высокой энергией по сравнению с пучками протонов. Например, в случае ионов углерода Стребуемые энергии находятся в области от примерно 1500 до 4800 МэВ (от примерно 120 до 400 МэВ /нуклон). Для типичного иона требуемые энергии составляет от 50 до 500 МэВ /нуклон, соответствующие скоростям от 15 до 75% скорости света.
В области протонной терапии из разных типов существующих ускорителей используют как циклотроны (обычные или сверхпроводящие), так и синхротроны. Предложено использовать и линейные ускорители (Linac).
Масса циклотронного магнита увеличивается с увеличением массового числа и энергии ускоренных ионов и становится очень большой, если преследуется цель охватить всю область энергии, необходимой для терапии ионами углерода и аналогичными ионами. В частности, в настоящее время нет ни одного специализирующегося на адронной терапии лечебного центра, базирующегося на циклотронах, ускоряющих ионы углерода до максимальной энергии порядка 5000 МэВ. Поэтому используются специальные синхротроны, приспособленные для такой терапии, и, в отличие от циклотронов, они имеют дополнительное преимущество в виде получения ионных пучков с изменяемой энергией.
Однако специализирующиеся на адронной терапии центры, оснащенные синхротроном, очень сложны, так как они требуют большого количества единиц высокотехнологичного оборудования, полученного на основе технологий ускорителей частиц. К тому же эти центры довольно велики по размерам, в том числе и из-за занимаемой синхротроном площади, и требуют больших вложений, а также больших площадей для оборудования, которые не всегда есть в наличии рядом с лечебными учреждениями.
Общепризнанно также, что наиболее передовой радиотерапии требуются пучки составных заряженных частиц (полностью или частично ионизированных ядер или молекул) с массовым числом, превышающим 1, очень низкой интенсивностью (меньше, чем несколько наноампер). Такое требование не соблюдается в области ускорителей частиц; физикам ведь нужны для их экспериментов сильные токи. Указанное требование упрощения, типичное для медицинского использования, является дополнительным к требованию максимально возможной компактности системы, если она должна быть установленной на лечебном объекте.
Раскрытие изобретения
Основная цель настоящего изобретения заключается в предложении такой ускоряющей ионы системы для адронной терапии, которой не свойственны недостатки уже известных систем и которая может изменять энергию и силу (слабую) тока терапевтического пучка с одновременным уменьшением затрат на ее создание и занимаемого ею пространства.
Указанная цель достигнута благодаря системе ускорения ионов для адронной терапии, имеющей приведенные в п.1 признаки.
О других предпочтительных вариантах осуществления изобретения представление могут дать зависимые пункты формулы изобретения.
Использование соответствующей изобретению системы ускорения ионов для адронной терапии дает много важных преимуществ. Прежде всего, по сравнению с уже известными системами, она является более простой по устройству, поскольку представляет собой модульную конструкцию с простой временной структурой пучка (для нее не свойственны сложные временные циклы, характерные для синхротронов) и состоящую из одинакового высокотехнологичного оборудования, которое представлено почти без изменений во всех модулях.
Во-вторых, путем добавления других компонентов, аналогичных уже установленным, можно увеличить максимальную рабочую энергию даже позднее, после установки ускорителя. Кроме того, предложенная система относительно компактна, достигнуты минимальные объемы и занимаемые площади, позволяющие устанавливать ее в лечебных центрах. Более того, высокая частота Linac позволяет уменьшить расход энергии, что способствует уменьшению эксплуатационных затрат.
Следующим и важным преимуществом изобретения является то, что оно предлагает систему со встроенным ускорителем, в котором энергию и ток терапевтического пучка можно изменять легко и непрерывно оперативным путем. Это, конечно же, характерно и для синхротрона, но при большей сложности и большем диапазоне ошибок.
Подчеркнуто также, что обычно качество выходного пучка Linac по размеру и дивергенции лучше по сравнению с пучками синхротронов, а также циклотронов. Поскольку эмиттансы пучка генерированного терапевтического пучка меньше, чем эмиттансы пучков, генерированных другими ускорителями, масса магнитных каналов для транспортировки пучка и затраты на них уменьшаются, в частности, благодаря вращающимся гентри, используемым для процедур.
Еще одно преимущество должно быть отмечено в отношении временной структуры терапевтического пучка, которая хорошо подходит для процедур с использованием способа «сканирования пятном», как это делается, например, в центре PSI (Институт Пауля Шеррера, СН-5232 Виллиген, Швейцария).
Linac, описанный заявителем в WO 2004/054331 и в US №10/602060, может быть использован в качестве высокочастотного модульного Linac, и его сущность изложена в настоящем документе в качестве ссылок.
Краткое описание чертежей
Другие преимущества, особенности и характеристики соответствующей изобретению системы ускорения ионов для адронной терапии станут очевидными из приведенного ниже одного из предпочтительных вариантов осуществления изобретения, схематически изображенного на прилагаемых чертежах.
Фиг.1 и 3 показывают блок-схему двух возможных вариантов соответствующей изобретению системы ускорения ионов для адронной терапии;
фиг.2 показывает пример исполнения модульного Linac в виде блок-схемы.
Краткое изложение изобретения
Система ускорения ионов для медицинских целей, содержащая обычный или сверхпроводящий циклотрон, радиочастотный линейный ускоритель (далее РЛУ) (Linac), линию транспортировки пучка со средней энергией (МЕВТ), присоединенную со стороны низкой энергии к выходу циклотрона, а с другой стороны - к входу линейного радиочастотного ускорителя, а также транспортирующую линию пучка с высокой энергией (НЕВТ), присоединенную со стороны высокой энергии к выходу радиочастотного линейного ускорителя, а с другой стороны - к системе для распределения дозы пациенту.
Работа РЛУ на высокой частоте обеспечивает уменьшение затрат и значительную компактность, позволяющие устанавливать его в лечебных структурах. Использование модульного РЛУ дает возможность активно изменять энергию и ток терапевтического пучка, имеющего небольшой эмиттанс и временную структуру, адаптированную к распределению дозы, на основе способа, известного как «сканирование пятном».
Подробное описание предпочтительных вариантов осуществления изобретения
Компоненты соответствующей изобретению системы, изображенные на фиг.1, 2 и 3, следующие:
1 - система ускорения ионов для адронной терапии;
2 - циклотрон;
3 - линия транспортировки пучка средней энергии (МЕВТ);
3В - линия транспортировки пучка средневысокой энергии;
4 - высокочастотный модульный РЛУ, обычно с частотой, превышающей 1 ГГц;
4А - ускоряющая секция модульного РЛУ, Linac 4 DTL, количество модулей которой зависит от применения;
4В - ускоряющая секция модульного РЛУ, Linac 4 CCL, количество модулей которой зависит от применения;
5 - линия транспортировки пучка высокой энергии (НЕВТ);
6 - область использования пучка;
7 - вводы мощности;
8 - модули ускоряющей секции DTL структуры;
9 - отдельная ускоряющая секция DTL структуры;
10 - модули ускоряющей секции CCL структуры;
11 - отдельная ускоряющая секция CCL структуры;
F - направление пучка.
Как следует из фиг.1, соответствующая изобретению система 1 ускорения ионов для адронной терапии включает в себя в основном две расположенные последовательно различные ускоряющие установки 2 и 4, а более конкретно циклотрон 2 и модульный Linac 4, такого типа как, например, описан в WO 2004/054331 и US №10/602060.
Циклотрон 2 может быть обычным или сверхпроводящим, если требуются более высокие энергии, или же на этот выбор оказывают влияние размеры магнита и затраты на магнит, который является одной из основных частей установки. Выходная энергия циклотрона 2 обычно постоянна и ее значение можно задать в каждом конкретном случае применения, в частности, в зависимости от типа создаваемого центра адронной терапии и/или вида выполняемой терапии. Питание циклотрона 2 может осуществляться от внешнего или внутреннего источника частиц (не показан), и выходной пучок может быть непрерывным или же модулированным частотой повторения Linac. Предусматриваемая система выделения позволяет получать одновременно несколько пучков из циклотрона 2, некоторые из которых могут быть использованы непосредственно для других целей, как, например, для получения радиоизотопов для диагностических и/или терапевтических целей.
Один или большее количество пучков на выходе из циклотрона 2 проходят через соединительную секцию или линию транспортировки пучка средней энергии (МЕВТ) 3, в которой использованы магнитные линзы и устройство управления током, хорошо известные (на чертеже они не показаны), позволяющие с достаточно высокой эффективностью осуществлять инжекцию в Linac 4.
В настоящее время для ускорения заряженных частиц используется технология радиочастотного линейного ускорения для заряженных частиц, начиная от «источника иона» до приобретения нужной энергии. В соответствии с изобретением Linac 4 используется в качестве постускорителя ниже по потоку от циклотрона 2 для атомных или составных ядерных частиц с массовым числом, превышающим 1, и не равным 0 зарядом.
Диапазон энергии (скорости), охватываемый Linac 4, простирается от выходной энергии (скорости) циклотрона 2 до максимальной энергии, которая зависит от вида терапии. Для определения этой максимальной энергии обычно используют β-параметр, определяемый как соотношение между скоростью частицы и скоростью света. Поэтому для Linac 4 требуется входная энергия минимум примерно 10 МэВ/нуклон (мега- или миллионов электронвольт на нуклон) и максимум примерно 300 МэВ/нуклон (т.е. соответствующая выходной энергии циклотрона 2), выходная же энергия Linac 4, т.е. необходимая для терапии энергия, находится в диапазоне от примерно 50 МэВ/нуклон до 500 МэВ/нуклон, что в целом соответствует 0,15≤β≤0,75.
Приведенные выше значения обычно свойственны ускорителям Linac со стоячей волной. В структурах со стоячей волной ускоритель является резонаторной полостью, в которой возникают осциллирующие электрические поля в результате возбуждения резонирующих мод электромагнитного поля полости.
Для оптимизации ускоряющего поля и уменьшения потребления энергии применяют разные типы устройств, каждое из которых наиболее эффективно лишь в конкретном и небольшом диапазоне скорости.
Согласно изобретению, если бы инжекторный циклотрон 2 был циклотроном низких энергий и требовалось бы ограничение максимальной энергии, его можно было достигнуть путем разделения РЛУ 4 на два РЛУ 4А и 4В с разными характеристиками, а именно РЛУ 4А был бы РЛУ с трубками дрейфа (DTL) или РЛУ с трубками дрейфа, соединенными с боковых сторон (SCDTL), а РЛУ 4В, последовательно присоединенный, был бы РЛУ со связанными резонаторами (CCL). Оба упомянутых РЛУ 4А и 4В состоят из большого количества связанных резонаторов и имеют большое количество вводов радиочастотной мощности, показанных стрелками 7. Отдельные модули, например, DTL-устройства и их соответствующие ускоряющие секции, показаны соответственно позициями 8 и 9, отдельные же модули устройства CCL и их соответствующие ускоряющие секции показаны соответственно позициями 10 и 11. Выходная энергия пучка РЛУ 4В может быть модулирована путем изменения ввода RF-частоты последних модулей. Интенсивность выходного пучка РЛУ 4В может быть модулирована путем изменения параметров и динамики пучка, инжектированного циклотроном 2 в РЛУ 4А.
Согласно изобретению предусмотрено уменьшение установочной мощности РЛУ 4А путем изменения конструкции при энергии, где DTL или SCDTL 4А потребляет больше, чем CCL 4В, т.е. при примерно 100 МэВ/нуклон (β≈0,4).
Согласно изобретению возможно, кроме того, распространить использование CCL 4В на низкие энергии или аналогично DTL или SCDTL 4А на высокие энергии, чтобы использовать только РЛУ одного типа с целью избежать увеличения затрат и/или сложности системы.
Кроме того, если конкретное терапевтическое применение и/или входная энергия позволяют, можно просто использовать только лишь один тип.
Что касается DTL 4А, согласно изобретению можно использовать устройство, работающее в режиме колебаний поперечного электрического (ТЕ) поля, называемых также волной Н-типа, по своей сути более эффективном при низких энергиях, чем в режиме колебаний поперечного магнитного (ТМ) поля, называемого также волной Е-типа. Зато при высоких энергиях CCL 4В использует волну ТМ типа, обеспечивая лучшие показатели работы при таких энергиях.
Согласно изобретению предусмотрено использовать структуру, подобную CLUSTER (как таковая упомянута в WO 2004/054331 и в US №10/602060) для DTL 4А, или же структуру SCDTL (РЛУ с боковыми связанными трубками дрейфа), в которой, как известно, вместе связаны небольшие DTL-устройства, работающие в ТМ режиме.
Согласно изобретению предусмотрен высокочастотный CCL 4В, относящийся к виду ускорителей с боковым связыванием, с характеристиками, аналогичными характеристикам протонного ускорителя, уже успешно прошедшего испытания и описанного заявителем в области протонной терапии.
Согласно изобретению эффективность и компактность системы 1 увеличивается при использовании рабочей частоты, равной или превышающей 1 ГГц, что не свойственно обычным РЛУ. Ведь, чем больше частота, тем сильнее достигамое поле с соответствующим увеличением приращения энергии в расчете на 1 м и уменьшением общей длины ускорителя. Это очень существенный момент в медицинском использовании, при котором стремление уменьшить общую длину ускорителя вызвано необходимостью уменьшения затрат и объемов установки. С переходом на высокую частоту, как предлагает изобретение, достигается, как преимущество, уменьшение потребления энергии. Фактически, как общее правило, если геометрические параметры устройства соизмеряются с частотой, эффективный параллельный импеданс в расчете на единицу длины, параметр, который пропорционален эффективности ускорения, увеличивается как квадратный корень из частоты.
Диаметр канала для вывода пучка уменьшен, но это сочетается с требуемым слабым током. Такой выбор несет с собой также преимущество улучшения качества пучка, по размерам и расхождению, выходного пучка РЛУ 4, поскольку ускоряется только лишь центральная часть фазового объема выведенного из циклотрона 2 пучка, в сравнении с качеством, которое может быть обеспечено циклотроном или синхротроном. Следовательно, указанный выходной пучок больше подходит для терапевтического использования, в частности, в случае применения активной системы распределения дозы.
Радиочастотный РЛУ 4 формирует сгруппированные пучки обычно по 5 микросекунд каждые 5 миллисекунд с коэффициентом заполнения 0,1%. Получаемая пульсирующая временная структура терапевтического пучка может быть применена для проведения процедур с активной, а также пассивной системами распределения дозы. Она подходит, в частности, как было отмечено выше, для метода «сканирования пятном», разработанного в лаборатории PSI.
Необходимо отметить в данном случае, что типичные качественные характеристики выходящего из циклотрона пучка очень сильно отличаются от характеристик, обычно требующихся для радиочастотного линейного ускорителя. В самом деле, в то время как частота циклотрона 2 составляет порядка нескольких десятков МГц, хотя частота РЛУ 4 составляет, по меньшей мере, 1 ГГц, доля ускоренных частиц составляет порядка 10%.
4
4
Кроме того, учитывая коэффициент заполнения 0,1% для РЛУ, коэффициент суммарных потерь в продольной плоскости равен 10. В поперечной плоскости, в которой акцептанс линейного ускорителя обычно меньше, чем эмиттанс циклотрона, коэффициент потерь не больше чем 5. Следовательно, коэффициент потерь на границе раздела циклотрон - линейный ускоритель в целом не больше чем 5×10.
12
6+
-10
-6
12
6+
Несмотря на все это, ток, требуемый для терапии ионами с массой, превышающей 1, очень малый. Например, для ионов углерода Стребуется ток в несколько сотен пикоампер (т.е. 10 А). Следовательно, учитывая коэффициент потерь, для циклотрона достаточно получать 5-10 микроампер (т.е. 5-10×10 А) ионов углерода Ссинхронизированных с импульсами радиочастотной системы РЛУ (например, при 200 Гц).
Функционирование соответствующей изобретению системы 1 ускорения ионов для адронной терапии можно кратко изложить следующим образом.
Циклотрон, обычный или сверхпроводящий, предварительно ускоряет ионный пучок до промежуточной энергии. Предварительно ускоренный пучок далее инжектируется в линию транспортировки пучка средней энергии (МЕВТ) 3, которая фокусирует и транспортирует пучок к входу РЛУ 4, соответственно 4А.
В РЛУ 4 ускоренный пучок одновременно ускоряется и продольно фокусируется радиочастотными электрическими полями до требуемой энергии. Поперечное фокусирование проводится независимо магнитными линзами, не показано. РЛУ 4 имеет модульную конфигурацию, как это отмечено выше. Радиочастотная мощность распределяется регулируемым и независимым способом в каждом модуле 8, соответственно 10. Следовательно, энергия выходного пучка РЛУ 4, или 4В, может регулироваться даже во время одной и той же процедуры. Две секции DTL (или SCTDT) 4А и CCL 4В могут иметь одинаковые или разные частоты.
На выходе РЛУ 4 ионный пучок направляется в линию 5 транспортировки пучка высокой энергией (НЕВТ), которая фокусирует и транспортирует пучок в область 6 для терапевтического использования.
Как показано выше, согласно изобретению РЛУ 4 может состоять из структур двух разных типов устройств, показанных позициями 4А и 4 В. Каждое из этих устройств оптимально сконструировано для работы в своем диапазоне энергий, как, например, показано на фиг.2 для конструкции РЛУ 4, состоящей из двух модулей 8 типа DTL и трех моделей 10 типа CCL. Возможно также использование и устройств одного типа, в случае если для терапии требуется низкая энергия, достаточная для того чтобы использовать только лишь устройство 4А, или если энергия циклотрона достаточно высока, обычно выше чем 100 МэВ/нуклон, тогда может быть использовано только лишь устройство 4В. В особых случаях может потребоваться большее количество секций с разными характеристиками и (множеством) частотами.
В качестве примера ниже приведены три разных, соответствующих изобретению варианта осуществления изобретения.
12
6+
Числовые значения двух первых схем приведены в таблице 1. Обе они основаны на применении обычного или сверхпроводящего циклотрона, предварительно ускоряющего пучок ионов углерода С до энергии 300 МэВ/нуклон. Этот пучок затем транспортируется по транспортной линии МЕВТ 3 в РЛУ 4, который в данном случае является только типа SCL (РЛУ с боковыми связанными ячейками), который ускоряет пучок до 400 МэВ/нуклон. Обе схемы предлагают два РЛУ 4, рабочие частоты которых разные: 2,988 ГГц и 5,710 ГГц. Они могут запитываться имеющимися на рынке радиочастотными усилителями (клистрон), например, производимыми компанией Thales Electron Devices (адрес: bis rue Latecoere, 78941 Velizy Cedex, Франция).
Для поперечной фокусировки пучка в обоих схемах применяют очень небольшие имеющиеся на рынке постоянные квадрупольные магниты, чтобы они могли разместитьcя внутри РЛУ 4, между двумя соседними ускоряющими секциями, образуя альтернативную систему фокусирования типа FODO.
Таблица 1
Два примера возможных модулей РЛУ для ускорения <sup>12</sup>С<sup>6+</sup> (Q=6, A=12)
Частота [МГц]
2998
5710
Q [заряд иона]
6
6
А [масса иона]
12
12
Входная энергия [МэВ]
3600
3600
Выходная энергия [МэВ]
4800
4800
Количество ускоряющих ячеек на одну ускоряющую структуру
20
13
Диаметр ускоряющей ячейки [мм]
70
40
Диаметр трубки пучка [мм]
8
4
Количество ускоряющих структур на один модуль
2
2
Количество модулей (такое же, как количество клистронов)
10
16
Средняя длина модуля [м]
1,8
0,72
Общая длина РЛУ [м]
17,8
11,5
Средний коэффициент транзитного времени Т
0,86
0,89
Средний эффективный параллельный импеданс ZT<sup>2</sup> (МΩм/m)
79
91
Среднее электрическое поле на оси Е<sub>0</sub> [МВ/м]
17,8
31
Максимальное поверхностное электрическое поле в единицах Килпатрика
1,7
2,2
Средняя пиковая мощность, требующаяся на 1 модуль [МВт]
4,4
4,2
Средняя мощность на 1 модуль [кВт]
4,4
4,2
Средняя мощность РЛУ [кВт]
44
67,2
Коэффициент заполнения [%]
0,1
0,1
Синхронная фаза φ<sub>s</sub> [градусов]
-15
-15
Длина магнитного квадруполя [мм]
52
60
Диаметр апертуры магнитного квадруполя [мм]
10
5
Средний магнитный градиент квадруполя В' [Т/м] (в конфигурации FODO)
160
320
Нормализованный поперечный аксептанс, 1 rms [π мм мрад]
1,8
1,4
Численные значения третьей схемы представлены в таблице 2, а порядок расположения разных элементов показан на фиг.3.
12
6+
В данном случае обычный циклотрон 2 предварительно ускоряет пучок ионов углерода С до энергии 50 МэВ/нуклон.
Этот пучок затем поступает по линии транспортировки пучка МЕВТ 3А в первую секцию РЛУ 4А типа DTL, которая ускоряет его до энергии 160 МэВ/нуклон. Вторая линия транспортировки пучка МЕВТ 3В, в данном случае не прямая, направляет пучок во вторую секцию РЛУ 4В типа SCL, где пучок ускоряется до максимальной энергии 400 МэВ/нуклон.
Благодаря использованию магнитных диполей в МЕВТ 3В имеется возможность изгибания и изменения направления F пучка на обратное, в результате чего секции 4А и 4В РЛУ могут быть расположены параллельно на близком расстоянии друг от друга, позволяя уменьшить объем используемого пространства.
Таблица 2Третий пример возможных модулей РЛУ для ускорения <sup>12</sup>С<sup>6+</sup> (Q=6, А=12)
Тип структуры РЛУ
DTL
CCL
Частота [МГц]
2855
5710
Q [заряд иона]
6
6
А [масса иона]
12
12
Входная энергия [МэВ]
600
1920
Выходная энергия [МэВ]
1920
4800
Количество ускоряющих ячеек на одну ускоряющую структуру
7
14
Диаметр ускоряющей ячейки [мм]
20
40
Диаметр трубки пучка [мм]
4
4
Количество ускоряющих структур на один модуль
4
2
Количество модулей (такое же, как количество клистронов)
18
38
Средняя длина модуля [м]
1,06
0,69
Общая длина РЛУ [м]
19,17
26,18
Средний коэффициент транзитного времени Т
0,86
0,89
Средний эффективный параллельный импеданс ZT<sup>2</sup> (МΩм/m)
85
87
Среднее электрическое поле на оси Е<sub>0</sub> [МВ/м]
24,3
32,2
Максимальное поверхностное электрическое поле в единицах Килпатрика
2,5
2,3
Средняя пиковая мощность, требующаяся на 1 модуль [МВт]
3,5
4,8
Средняя мощность на 1 модуль [кВт]
3,5
4,8
Средняя мощность РЛУ [кВт]
63
185
Коэффициент заполнения [%]
0,1
0,1
Синхронная фаза φ<sub>s</sub>, [градусов]
-14
-15
Длина магнитного квадруполя [мм]
60
60
Диаметр апертуры магнитного квадруполя [мм]
5
5
Средний магнитный градиент квадруполя В' [Т/м] (в конфигурации FODO)
250
240
Нормализованный поперечный аксептанс, 1 rms [π мм мрад]
0,8
0,9
Из структурного и функционального описания соответствующей изобретению системы ускорения ионов для адронной терапии можно заключить, что она позволяет эффективно добиваться цели, ради которой она была предложена, и позволяет получить упомянутые преимущества.
Специалисты в данной области техники могут внести модификации и варианты структурных и размерных частей при необходимости адаптации к особым случаям без какого бы то ни было выхода за пределы защищаемого объема изобретения, в том виде, как оно описано и заявлено в формуле изобретения.