Sistema di DAQ per studi sulla terapia adronica: progetto in VHDL e implementazione su FPGA - Infn
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Alma Mater Studiorum · Università di Bologna
SCUOLA DI INGEGNERIA E ARCHITETTURA
Corso di Laurea Ingegneria Elettronica e delle Telecomunicazioni
Sistema di DAQ per studi sulla terapia
adronica: progetto in VHDL e
implementazione su FPGA
Relatore: Presentata da:
Chiar.mo Prof. Vezzali Enrico
Villa Mauro
Correlatore:
Dott.ssa
Biondi Silvia
Correlatore:
Dott.
Franchini Matteo
Sessione estiva
Anno Accademico 2016/2017
Indice
Introduzione 1
1 Radioterapia e adroterapia 3
1.1 Definizione e distinzione delle neoplasie . . . . . . . . . . . . . . . . 3
1.2 Cura delle neoplasie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4
1.2.1 Trattamento chirurgico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4
1.2.2 Chemioterapia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4
1.2.3 Radioterapia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4
1.2.4 Adroterapia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5
1.3 Cenni storici . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5
1.4 Interazione con la materia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6
1.5 Parametri fisici e biologici . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9
1.5.1 Energia depositata e dose . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9
1.5.2 Efficacia Radiobiologica (RBE) e Rapporto di Ossigenazione
(OER) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12
1.5.3 Diffusione del fascio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13
1.6 Confronto tra radioterapia a fotoni e adroterapia . . . . . . . . . . . 13
1.7 Confronto tra protonterapia e terapia agli ioni di carbonio . . . . . 14
1.8 Tecnologia utilizzata per l’adroterapia . . . . . . . . . . . . . . . . . 15
1.9 Problemi aperti nell’adroterapia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16
2 Progetto FOOT (FragmentatiOn Of Target) 19
2.1 Finalità dell’esperimento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19
2.2 Cinematica inversa e diretta . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20
2.3 Parametri da misurare . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21
2.4 Struttura del sistema utilizzato per l’esperimento . . . . . . . . . . 21
2.4.1 Upstream/Target Region . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23
2.4.2 Vertex Region . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23
2.4.3 Magnetic Region . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24
2.4.4 Calorimeter Region . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25
2.5 Descrizione del Vertex Detector . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25
i
ii INDICE
2.6 FOOT DAQ System . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27
2.7 Progetto di un sistema di acquisizione dei dati generati dal Vertex
Detector . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27
3 Scheda DE0-Nano-SoC 29
3.1 Overview . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29
3.2 Cyclone V SoC . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31
3.2.1 Comunicazione tra HPS e FPGA . . . . . . . . . . . . . . . 32
3.3 GPIOs . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 32
3.4 Gigabit Ethernet interface . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33
3.5 Yocto Linux . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34
4 Progettazione VHDL del modulo DAQ 35
4.1 Descrizione logica del sistema . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35
4.2 Descrizione strutturale del sistema . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 38
4.3 Event Simulator . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 40
4.4 Trigger Control . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 41
4.5 Event Builder . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 42
4.6 Main FSM . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 44
4.7 Register File . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 45
4.8 HPS Interface . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 45
4.8.1 Instruction set . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 46
4.8.2 HPS Interface RX . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47
4.8.3 HPS Interface TX . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 48
4.9 Configurazione dei registri . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49
4.9.1 Registri di controllo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49
4.9.2 Registri di monitor . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49
4.10 Simulazione del DAQ Module . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51
4.11 DAQ OnFPGA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52
4.12 FPGATop . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53
4.13 Interfacciamento con l’HPS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53
5 Test del progetto e risultati ottenuti 55
5.1 Sintesi su scheda . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 55
5.2 Codice C++ . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 56
5.3 Esempio di evento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 57
5.4 Performance . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 58
Conclusioni 61
A DAQ Package 63
INDICE iii Bibliografia 67
iv INDICE
Introduzione
L’adroterapia è una tecnica di terapia oncologica che utilizza fasci di particelle
accelerate per trattare ed eliminare diverse forme di tumore. Queste particelle sono
principalmente protoni e ioni carbonio, che ricadono nella categoria degli adroni.
Mentre i raggi x e γ, che caratterizzano la radioterapia, rilasciano l’energia lungo
tutto il percorso attraverso il corpo del paziente, i fasci utilizzati in adroterapia
rilasciano il massimo quantitativo di energia in un punto preciso del tragitto. Per
questa ragione l’adroterapia permette di ottenere il massimo effetto biologico nei
pressi della massa tumorale quasi senza intaccare i tessuti sani. L’adroterapia po-
trebbe, quindi, rappresentare una miglior alternativa alla radioterapia, soprattutto
nei casi di trattamento di tumori situati vicino ad organi vitali o nel caso di tratta-
mento dei bambini. Tuttavia la carenza di informazioni sul processo di frammenta-
zione caratterizzante i fasci di adroni costituisce il principale limite nella diffusione
dell’adroterapia. Infatti, la mancanza di questi dati porta alla necessità di lunghi
tempi di pianificazione dell’intervento e al possibile sviluppo di effetti collaterali
non previsti. L’esperimento FOOT (FragmentatiOn Of Target) è nato con l’inten-
to di fornire misurazioni precise sulle sezioni d’urto della frammentazione nucleare
dovuta a fasci di adroni. Le misure raccolte serviranno a migliorare il TPS (Treat-
ment Planning System) e a fornire una terapia più efficace e sicura. L’esperimento
prevede di accelerare le particelle utilizzate in adroterapia e farle collidere con un
bersaglio, simulando l’interazione del fascio con il paziente. Posizione, quantità di
moto ed energia cinetica dei frammenti verranno acquisiti da un sofisticato siste-
ma di rivelatori. I dati provenienti dai sensori dovranno essere raccolti e inviati
su rete Ethernet a un sistema di elaborazione per mezzo di un sistema di DAQ.
Questo progetto di tesi ha come obiettivo principale la realizzazione di un sistema
di DAQ che verrà utilizzato all’interno dell’esperimento FOOT. Il linguaggio di
descrizione hardware scelto per il progetto è il VHDL. Questo perché il VHDL
è un linguaggio particolarmente flessibile e presenta metodi di descrizione adatti
anche per la progettazione di sistemi ad alto livello. Una volta conclusa la parte di
progettazione il sistema verrà sintetizzato sulla scheda DE0-Nano-SoC e collegato
alla rete Ethernet. La scheda è stata scelta poiché fornita di interfaccia Gigabit
Ethernet e composta da una parte di FPGA, che verrà utilizzata per l’acquisizione
1
2 Introduzione
dei dati, e una parte di HPS (Hard processor System), a cui verrà delegata lo stack
protocollare per la comunicazione Ethernet. Il sistema dovrà essere in grado di ri-
conoscere un segnale di trigger, al seguito del quale dovrà iniziare a campionare i
dati. Il sistema dovrà poi fornire in uscita un segnale di ready/busy per indicare
la disponibilità o meno ad acquisire nuovi dati. Infine dovrà contenere un numero
sufficiente di registri per il monitoraggio e la configurazione del sistema. Per questa
ragione deve essere possibile leggere e scrivere questi registri dal sistema centra-
lizzato per mezzo della connessione Ethernet. La lettura e la scrittura dei registri
richiederà la definizione di un semplice set di istruzioni. Il progetto punterà ad es-
sere il più possibile generico e in grado di assicurare l’affidabilità e le performance
richieste dall’esperimento FOOT.
Nel Capitolo 1, a seguito di una breve introduzione sulla classificazione e la
cura delle neoplasie, verrà descritta l’adroterapia, i presupposti fisici e biologici su
cui si basa e i vantaggi che comporta rispetto alla radioterapia convenzionale.
Nel Capitolo 2, si parlerà del Progetto FOOT, a partire dalle sue finalità e
dai suoi obiettivi, seguendo con una descrizione del sistema necessario per l’espe-
rimento. Verranno descritti i diversi componenti che costituiscono il sistema fino
ad arrivare al sistema di DAQ.
Nel Capitolo 3 verrà descritta brevemente la scheda DE0-Nano-SoC su cui verrà
sintetizzato il sistema di DAQ. Particolare attenzione verrà posta nella comunica-
zione tra la parte di HPS e quella di FPGA che costituiscono il chip Cyclone V,
su cui si basa la scheda.
Nel Capitolo 4 verranno descritte le specifiche e tutte le fasi di progetto del
sistema di DAQ, soffermandosi sulle singole entità che costituiscono il modulo di
acquisizione. Verrà infine trattato l’interfacciamento tra HPS ed FPGA.
Nel Capitolo 5 si parlerà del test bench della scheda, di come è stato svolto e
dei risultati ottenuti in termini di affidabilità e performance.
Capitolo 1
Radioterapia e adroterapia
1.1 Definizione e distinzione delle neoplasie
In un individuo adulto la divisione cellulare avviene in risposta a determinati
stimoli, come i fattori di crescita o gli ormoni. Ciò permette all’organismo di man-
tenere un equilibrio tra la nascita di nuove cellule (ottenute per mitosi o a partire
da cellule staminali) e la morte di cellule pre-esistenti (per necrosi o apoptosi).
Quando le cellule non rispondono a questo tipo di controlli e si moltiplicano a
ritmo incontrollato, nel tessuto in questione si forma una massa cellulare anomala
detta iperplasia [1]. A volte questi ammassi di cellule subiscono ulteriori trasfor-
mazioni, cambiando il loro aspetto e perdendo le loro funzioni originarie. Si ha
cosı̀ una neoplasia ( dal greco νεoζ, “nuovo” e πλασιζ, “formazione”) o tumore
( dal latino tumor, “rigonfiamento”). Un tumore è definito benigno quando le
cellule che lo compongono non sono molto diverse da quelle da cui hanno avuto
origine; crescono lentamente e rimangono circoscritti nella zona in cui sono ap-
parsi, comprimendo i tessuti vicini senza distruggerli. Questo tipo di sviluppo è
definito espansivo. I tumori benigni non sono di per sé pericolosi, ma lo diventa-
no se causano la compressione di un organo importante. I tumori maligni invece
sono fortemente diversi dal tessuto che li circonda e presentano spesso strutture
irregolari. Questi tessuti neoplastici hanno due caratteristiche peculiari:
• si dividono senza controllo e senza perdere nel tempo la loro capacità di mol-
tiplicarsi, al contrario delle cellule normali. Questo è dovuto, nella maggior
parte dei casi, alla loro capacità di mantenere i telomeri (parte terminale,
non codificante, di un filamento di DNA) sempre della stessa lunghezza grazie
all’enzima telomerasi.
• hanno la capacità di invadere e distruggere i tessuti circostanti e di diffon-
dersi ad altre parti dell’organismo. La diffusione all’interno dell’organismo è
definita metastasi [1].
3
4 Capitolo 1. Radioterapia e adroterapia
Le cellule tumorali, poiché possono moltiplicarsi indefinitamente senza accumulare
danni a livello genetico, vengono descritte con il termine cellule immortalizzate[2].
Queste cellule, però, hanno un punto debole: sono meno capaci di riparare danni a
livello molecolare rispetto alle cellule sane, specialmente se questi danni colpiscono
la struttura del DNA.
1.2 Cura delle neoplasie
Esistono diverse metodologie di cura dei tumori. In base alla patologia viene
scelto il metodo di cura più adatto oppure vengono applicati in concomitanza
diverse terapie.
1.2.1 Trattamento chirurgico
Il trattamento chirurgico è il più utilizzato per il trattamento dei tumori benigni
e dei tumori maligni localizzati. La chirurgia tenta di asportare l’intera massa in-
sieme, in alcuni casi, ai linfonodi locali. Per alcuni tipi di neoplasia, ciò è sufficiente
per ottenere la guarigione.
1.2.2 Chemioterapia
La chemioterapia antineoplastica si basa sull’utilizzo di farmaci in grado di col-
pire, in modo il più possibile mirato, le cellule tumorali, preservando le cellule sane.
La chemioterapia, in aggiunta alla chirurgia, si è dimostrata utile per il trattamen-
to di numerose tipologie di tumori. Tuttavia non esistono farmaci chemioterapici
in grado di colpire solo ed esclusivamente le cellule tumorali. Ciò porta a diversi
effetti collaterali dovuti a questo trattamento, sia a breve che a lungo termine.
1.2.3 Radioterapia
La radioterapia è una terapia medica che consiste nell’utilizzo di radiazioni
ionizzanti (cioè dotate di sufficiente energia da ionizzare gli atomi o le molecole
con i quali vengono a interagire) per trattare ed eliminare certe forme di tumore.
Poiché le cellule neoplastiche riparano con difficoltà danni a livello molecolare, esse
sono, in genere, molto sensibili alle radiazioni [3][4]. La radioterapia è tipicamente
combinata alla chirurgia o alla chemioterapia, ma per alcuni tipi di tumore, può
essere utilizzata da sola. Le radiazioni possono essere generate da una fonte collo-
cata internamente o vicino alla zona da trattare (brachiterapia), oppure possono
essere irradiate da una fonte esterna, cioè da un acceleratore lineare. Tipicamente1.3. Cenni storici 5
la radioterapia fa uso di raggi x e γ, cioè di fasci di fotoni a frequenza ionizzante
prodotti da elettroni ad alta energia.
1.2.4 Adroterapia
Nel corso degli ultimi decenni, una nuova terapia ha acquisito sempre più spazio
nell’ambito delle metodologie per la cura del cancro: l’adroterapia. Questa tecnica
si basa su fasci di adroni, cioè quelle particelle che risentono della forza nucleare
forte e che sono composte da quark [3]. Si distingue dalla radioterapia classica che
usa i fotoni, i quali appartengono alla famiglia dei bosoni.
In adroterapia possono essere utilizzate diverse tipologie di adroni:
• Protoni: è la tipologia di adroterapia che fu applicata per prima e anche
quella che viene applicata più di frequente. I protoni sono le particelle cariche
più leggere utilizzate in adroterapia.
12
• C: la maggior massa degli ioni di carbonio li rende più adatti al trattamento
dei tumori radioresistenti.
• 4 He: la loro applicazione è attualmente in fase di studio. Hanno proprietà
simili ai protoni e per questo appartengono alla categoria degli ioni leggeri
16
• O: la loro applicazione è attualmente in fase di studio e hanno proprietà
simili agli ioni carbonio. Per questo motivo appartengono al novero degli ioni
pesanti
• Neutroni: sono state sperimentate anche tecniche adroterapiche che fanno
uso di fasci di neutroni.
Come vedremo meglio in seguito, l’adroterapia è più selettiva nel colpire i
tessuti neoplastici rispetto alla terapia a fotoni e presenta un’efficacia superiore
contro i tumori radioresistenti.
1.3 Cenni storici
La nascita della radioterapia è stata una diretta conseguenza di tre scoperte
fondamentali avvenute nel fine ’800: la scoperta dei raggi X per merito di W.C.
Röntgen (1895), la scoperta della radioattività ad opera di H. Becquerel (1896) e
la scoperta del radio da parte di Marie e Pierre Curie (1898). L’uso della radioat-
tività in ambito medico fu immediato e il primo paziente trattato fu nel 1899. Nel
1922 al congresso nazionale di oncologia di Parigi si decreta la nascita della radio-
terapia clinica, come disciplina medica per la cura dei tumori [5]. I primi studi di6 Capitolo 1. Radioterapia e adroterapia
adroterapia furono condotti nel 1938 da John Lawrence e R.S.Stone, i quali utiliz-
zarono fasci di neutroni veloci. Nel 1946 Robert Wilson pubblicò un articolo in cui
proponeva l’utilizzo dei protoni come metodo di cura dei tumori [4]. I primi tratta-
menti con la protonterapia avvennero presso il Berkeley Radiation Laboratory nel
1954, attraverso l’uso di acceleratori di particelle costruiti per la ricerca nel campo
della fisica. In seguito aprirono numerosi centri dedicati alla terapia a protoni: nel
1957 presso l’università di Uppsala, nel 1961 aprı̀ l’Harvard University’s Cyclotron
Laboratory (attivo fino al 2002), nel 1968 nasce un centro a Dubna e nel 1969
a Mosca. Nel 1975 viene praticato per la prima volta il trattamento del tumore
all’occhio attraverso la terapia a protoni. Nel 1994 nasce la terapia agli ioni di
carbonio presso il centro HIMAC [4]. Alla fine del 2008 in tutto il mondo vi erano
28 impianti di trattamento in funzione e oltre 70 000 pazienti erano stati trattati
con la terapia adronica. Nel 2013 i pazienti trattati con la terapia a protoni sono
saliti a 105000 e quelli trattati con gli ioni di carbonio a 13000, mentre i centri
di trattamento sono diventati 49 nel 2015 [6][7]. Tre di questi centri si trovano in
Italia e sono:
• Centro Nazionale di Adroterapia Oncologica (CNAO) di Pavia:
unico centro in italia a praticare, oltre alla terapia a protoni anche la terapia
con ioni di carbonio.
• Centro di Protonterapia dell’Azienda Provinciale per i Servizi Sa-
nitari (APSS) di Trento: si occupa di terapia a protoni.
• Centro CATANA dell’INFN Laboratori Nazionali del Sud, Cata-
nia: specializzato nel trattamento delle neoplasie oculari
In Italia, l’adroterapia entra a far parte delle terapie offerte dal Sistema Sanitario
Nazionale dal 18 marzo 2017 [8].
1.4 Interazione con la materia
I fotoni a frequenza ionizzante interagiscono con la materia con tre possibili
modalità [4]:
• Effetto fotoelettrico: l’energia di un fotone viene completamente ceduta a
un elettrone di un atomo. Se l’energia ceduta dal fotone (pari ad hν, dove h è
la costante di Plank e ν la frequenza) è superiore all’energia di legame dell’e-
lettrone, questo abbandona il suo orbitale distaccandosi dall’atomo (Figura
1.1).1.4. Interazione con la materia 7
Figura 1.1: Effetto fotoelettrico
• Effetto compton: in questo caso il fotone non cede tutta la sua energia
all’elettrone (Figura 1.2). L’effetto compton si configura come un urto tra
particelle in cui il fotone cede parte della sua energia all’elettrone attraverso
l’urto per poi allontanarsi con una frequenza più bassa a causa della perdita
di energia e con una traiettoria di direzione diversa dall’originale. Anche in
questo caso, se l’energia ceduta è superiore all’energia di legame l’elettrone
abbandona il suo orbitale per diventare un elettrone libero.
Figura 1.2: Effetto Compton
• Produzione di coppia: è una reazione che coinvolge un fotone ad alta
energia che interagisce con la materia (Figura 1.3). Il fotone materializza la
propria energia secondo la famosa legge di Einstein E = mc2 generando una
coppia elettrone-positrone. Se il fotone urta contro il nucleo di un atomo,
l’energia minima perché avvenga questo fenomeno (energia di soglia) è pari
a 2me c2 = 1.022 MeV. Se l’urto avviene con un elettrone l’energia di soglia
è invece doppia, cioè pari a 4me c2 = 2.044 MeV [9].
Figura 1.3: Pair production8 Capitolo 1. Radioterapia e adroterapia
L’interazione degli adroni con la materia avviene invece in modo differente e
può avvenire in due diverse modalità [4]:
• Scattering Rutherford o scattering di Coulomb: è il fenomeno per cui
una particella carica in moto viene deflessa a causa dell’iterazione coulom-
biana con un’altra particella carica. Esistono due possibili casi di scattering
che coinvolgono i fasci adronici. La prima possibilità è che l’adrone urti un’e-
lettrone (Figura 1.4). Poiché la massa dell’elettrone è molto più piccola,
questo acquista molta quantità di moto, passando a un orbitale più energe-
tico o staccandosi completamente dal nucleo. L’adrone, invece, mantiene il
suo moto quasi senza cambiare traiettoria. Nel secondo caso invece, l’adrone
interagisce con il nucleo di un atomo, che è molto più massivo (Figura 1.5).
Ciò provoca una variazione consistente nella direzione del moto dell’adrone
incidente [9].
Figura 1.4: Scattering di coulomb tra un protone ed un elettrone
Figura 1.5: Scattering di coulomb tra un protone e il nucleo di un atomo
• Fissione del nucleo: in questo caso l’impatto dell’adrone provoca la fissione
del nucleo dell’atomo con cui interagisce, generando dei frammenti secondari
(Figura 1.6). L’urto può essere elastico o anelastico.1.5. Parametri fisici e biologici 9
Figura 1.6: Fissione del nucleo
1.5 Parametri fisici e biologici
L’obiettivo primario di qualsiasi tecnica di radioterapia è quello di rilasciare
il massimo quantitativo di energia nella zona in cui è situata la massa tumorale
e di depositarne il minimo nelle zone sane, in modo da avere il minor numero di
effetti collaterali. Inoltre, a parità di energia depositata, gli effetti biologici possono
essere differenti, in base al tipo di particella usato e in base alle caratteristiche del
tessuto da trattare. Esistono diversi parametri per descrivere in modo oggettivo
queste caratteristiche.
1.5.1 Energia depositata e dose
Per misurare l’energia depositata si utilizzano due parametri principali : la dose
e il LET (Linear Energy Transfer). La dose è la quantità di energia media rilasciata
dalla radiazione ionizzante per unità di massa di tessuto e si misura in Gray [Gy] .
dE J
D[Gy] = [1 Gy = 1 ]
dm Kg
Il LET, invece, è definito come l’energia media ceduta localmente al materiale,
attraversato da una specifica particella carica e dalle eventuali particelle secondarie
emesse, per unità di percorso.
dE J
LET = [ ]
dx m
Considerando l’energia irradiata e non assorbita dal corpo come trascurabile, per
un fascio con un flusso di particelle F , la dose depositata in uno strato sottile di
materiale assorbente con densità ρ può essere calcolata come segue [3][9]:
1
D = 1.6 × 10−9 LET F
ρ10 Capitolo 1. Radioterapia e adroterapia
LET e dose sono quindi direttamente proporzionali. Se l’energia irradiata non è
trascurabile si utilizza lo stopping power al posto del LET. Il grande vantaggio del-
l’adroterapia rispetto alla radioterapia sta nella distribuzione della dose depositata
rispetto alla distanza percorsa dal fascio all’interno del corpo. In prima appros-
simazione, l’energia di un fascio di fotoni decresce con un’esponenziale negativo
all’aumentare della distanza percorsa [4].
D = D0 e−µen x
Dove D0 è la dose iniziale posseduta dal fascio e µen è una costante. Questa funzione
è valida a partire da qualche centimetro di profondità. Questo perché, attraverso
il buildup iniziale, il picco di energia viene spostato qualche centimetro oltre la
superficie del paziente, riducendo quindi la dose rilasciata alla pelle, tessuto alta-
mente radiosensibile. L’energia depositata da un fascio di adroni segue invece la
formula di Bethe-Bloch [9]
2πNA Z mc2 ρz 2 re2 2mγ 2 v 2 Wmax
dE 2 C
− = log − 2β − δ(βγ) − 2
dx A β2 I2 Z
Dove Z, A, ρ e I sono rispettivamente il numero atomico, il numero di massa,
la densità e il potenziale di ionizzazione medio del materiale del bersaglio; z e β
sono rispettivamente la carica e la velocità in unità di c (β = vc ) della particella;
γ = √ 1 2 è il termine di Lorentz mentre re è il raggio medio dell’elettrone e
1−β
Wmax ' 2mc2 β 2 γ 2 è il valore massimo di energia trasferita in una singola collisione.
Infine δ(βγ) e C sono termini correttivi rispettivamente a bassa e ad alta energia.
Da questa formula si ottiene la curva di Bragg; ciò che caratterizza questa curva
è il fatto di avere un valore iniziale basso, seguito da un picco molto pronunciato
e stretto, detto picco di Bragg (Figura 1.7). Subito dopo il picco di Bragg la
funzione tende a zero molto rapidamente. Questo è dovuto al fatto che a velocità
molto elevate (prossime a c) il termine 1/β 2 tende a 1. Quando la velocità del
proiettile cala, il valore 1/β 2 aumenta fino a quando v pressocché costante. A
bassa velocità le particelle cariche interagiscono maggiormente con gli elettroni del
materiale attraversato, rilasciando una grande quantità di energia. Interagendo
con gli elettroni, le particelle che compongono il fascio perdono la loro energia e il
fenomeno cessa. Il picco di Bragg che caratterizza la curva della dose di un fascio
di adroni rende possibile colpire selettivamente la massa tumorale con alti valori
energetici, quasi senza influenzare i tessuti sani. Tutto ciò si evince facilmente
osservando i diagrammi riportati nella Figura 1.7.1.5. Parametri fisici e biologici 11
Figura 1.7: Confronto tra la dose rilasciata al variare della profondità utilizzando
fotoni e protoni. I fotoni hanno un andamento esponenziale negativo, mentre i
protoni, in quanto adroni, seguono la curva di Bragg
La profondità del picco di Bragg dipende dall’energia delle particelle (Figura
1.8). In base alla profondità della zona da trattare è possibile selezionare un fascio
con una determinata energia in modo da depositare il massimo della dose nella
zona richiesta.
Figura 1.8: Modulazione del picco con differenti valori di energia iniziale12 Capitolo 1. Radioterapia e adroterapia
1.5.2 Efficacia Radiobiologica (RBE) e Rapporto di Ossi-
genazione (OER)
Un indice importante da tenere in considerazione per stimare gli effetti biologici
del trattamento è il grado di ossigenazione del tessuto da trattare. Numerosi studi
hanno evidenziato come l’irradiazione in presenza di ossigeno produca un danno
maggiore che in condizioni di ipossia. Il livello di ossigenazione si misura attraverso
il Rapporto di ossigenazione (OER: Oxygen Enhancement Ratio), descritto dalla
seguente formula [3]
D
OER =
D0
dove D è la dose necessaria ad ottenere l’effetto biologico voluto in condizione di
ipossia, mentre D0 è la dose necessaria per ottenere lo stesso effetto nel caso in cui
il tessuto fosse completamente ossigenato in aria a pressione atmosferica. I tessuti
tumorali sono, in genere, scarsamente vascolarizzati specialmente nella massa più
interna e per questo poco ossigenati. Questo li rende più resistenti alla radioterapia
rispetto ai tessuti sani e ciò viene indicato da alti valori di OER. A sua volta l’OER
è influenzato dal LET. Per alti valori di LET la terapia risulta molto efficace anche
a bassi livelli di ossigenazione e quindi si ha un OER più basso. Per valori di LET
piccoli, invece, l’ossigenazione dei tessuti diventa un parametro cruciale per avere
effetti significativi e ciò si traduce in un alto valore di OER [3]. Un altro interessante
valore per valutare gli effetti biologici è l’Efficacia Radiobiologica o RBE (Relative
Biological Effectiveness). L’RBE è stata introdotta per caratterizzare gli effetti
biologici prodotti, a parità di dose, da radiazioni densamente ionizzanti, come gli
adroni, rispetto a radiazioni poco ionizzanti, come i fotoni. Essa è definita dalla
formula [3]:
Dγ
RBE =
Dh
dove Dγ è la dose di fotoni necessaria ad ottenere un certo effetto biologico, mentre
Dh è la dose rilasciata dagli adroni necessaria ad ottenere lo stesso effetto. L’ef-
ficacia radiobiologica tende ad aumentare all’aumentare del valore di LET. Infine
l’RBE è tanto più elevato quanto più le particelle utilizzate sono pesanti, infatti
l’RBE dei fasci a ioni di carbonio è molto più alto rispetto a quello di un fascio
protonico. Un ultimo fattore da tenere in considerazione per quanto riguarda gli
effetti biologici è la fase cellulare. Il ciclo cellulare prevede 4 fasi: mitosi, fase G1,
sintesi, fase G2. I valori massimi di radiosensibilità si hanno durante la mitosi e la
fase G2, mentre il livello massimo di radioresistenza si registra durante la fase di
sintesi [3]. Per valori bassi di LET la fase cellulare influisce di più sull’efficacia del
trattamento rispetto al caso di alti valori di LET.1.6. Confronto tra radioterapia a fotoni e adroterapia 13
1.5.3 Diffusione del fascio
La deflessione laterale è principalmente causata dalle interazioni di Coulomb
con i nuclei del materiale attraversato. Più il materiale che il fascio deve attra-
versare è denso, più l’angolo di deflessione diventa grande. Per quanto riguarda
le particelle utilizzate, i fotoni diffondono maggiormente degli adroni, e più questi
ultimi sono pesanti tanto meno vengono deflessi. Per questo motivo i fasci agli ioni
di carbonio possono essere direzionati con precisione maggiore rispetto ai fasci di
protoni.
1.6 Confronto tra radioterapia a fotoni e adrote-
rapia
Come già visto il principale vantaggio dell’adroterapia rispetto alla radiotera-
pia è nella distribuzione della dose depositata durante il percorso. L’adroterapia
permette di depositare la dose in un punto preciso del corpo, e modulando l’e-
nergia del fascio si può variare la profondità del picco colpendo ogni parte del
tumore in modo selettivo. Limitare le radiazioni che colpiscono i tessuti sani rende
possibile ridurre l’insorgenza di danni collaterali, come tumori secondari (effetto
carcinogenetico). L’uso dell’adroterapia è un grande vantaggio nel trattamento di
neoplasie localizzate in posizioni difficili a causa della prossimità di organi impor-
tanti (Figura 1.9)(Figura 1.10). Alcuni esempi sono il trattamento dei sarcomi
del tessuto osseo della colonna vertebrale, della pelvi o delle ossa del cranio, la
cura del melanoma oculare e del carcinoma adenoideo cistico [3][10].
Figura 1.9: Confronto dei piani di trattamento per un esteso volume tumorale
alla base del cranio. (a) trattamento con ioni carbonio (due fasci); (b) trattamento
con fotoni (nove fasci). Come si può notare l’utilizzo di ioni carbonio mostra una
sostanziale riduzione dell’integrale di dose ai tessuti sani [3].14 Capitolo 1. Radioterapia e adroterapia
(a) Terapia a protoni (b) Terapia a fotoni
Figura 1.10: Trattamento della colonna vertebrale: utilizzando i protoni la dose
depositata al di fuori della zona trattata è praticamente nulla
Infine, la riduzione della dose integrale è particolarmente cruciale nel tratta-
mento dei bambini, poiché i loro tessuti sono più sensibili agli effetti delle radiazione
e perché è molto importante evitare effetti collaterali anche a lungo termine.
1.7 Confronto tra protonterapia e terapia agli
ioni di carbonio
La principale differenza tra l’uso dei protoni e degli ioni di carbonio deriva dai
diversi effetti biologici. I protoni, come i raggi x, creano un effetto biologico princi-
palmente generando radicali liberi all’interno della cellula tumorale. La generazione
di radicali liberi, però, richiede la presenza di ossigeno e se la cellula tumorale è
scarsamente ossigenata la protonterapia non è molto più efficace rispetto alla te-
rapia fotonica. Gli adroni possono inoltre generare effetti biologici danneggiando
il DNA della cellula tumorale, ma questo effetto è molto più evidente utilizzando
gli ioni carbonio piuttosto che i protoni. Per questo motivo la terapia che fa uso
di ioni pesanti ha valori di RBE molto più elevati rispetto alla terapia a protoni,
cosı̀ come valori di OER più bassi. Gli ioni di carbonio sono quindi più adatti al
trattamento dei tumori radioresistenti[10], come il carcinoma di cellule renali, il
melanoma e il glioblastoma [3]. Lo svantaggio degli ioni carbonio è però il fatto
che producano frammenti secondari, essendo maggiormente in grado di scindere i
nuclei con cui interagiscono. Per questo motivo la curva dell’andamento della dose
al variare della profondità presenta, per gli ioni carbonio, una coda di energia dopo
al picco di Bragg (Figura 1.11).1.8. Tecnologia utilizzata per l’adroterapia 15
Figura 1.11: Gli ioni di carbonio hanno un picco più pronunciato rispetto ai
protoni, ma la dose relativa (dose × RBE) non va a zero dopo il picco di Bragg
1.8 Tecnologia utilizzata per l’adroterapia
Requisito fondamentale per gli strumenti utilizzati nella terapia adronica sono
l’affidabilità nel controllo del fascio e un buon grado di flessibilità per quanto
riguarda potenza e direzione del fascio. Per generare fasci di adroni possono essere
utilizzate principalmente due differenti tipologie di acceleratori di particelle:
• Ciclotroni: sono macchine compatte e affidabili. Permettono di generare un
fascio stabile e regolare in intensità, ma non è possibile variarne l’energia
durante il funzionamento. Per modulare il fascio è necessario ricorrere ad
elementi passivi che riducano l’energia del fascio o ne cambino la direzione.
• Sincrotroni: permettono di variare rapidamente l’energia del fascio, ma
sono più ingombranti e costosi poiché richiedono un iniettore ed un delicato
sistema di estrazione del fascio.
Nonostante gli svantaggi che ne derivano, i sincrotroni sono al momento gli
strumenti più usati in adroterapia grazie alla loro flessibilità nel variare l’energia
delle particelle emesse. Un sincrotrone è una macchina costituita da un grande
anello al cui interno vengono accelerate le particelle. Inizialmente la particelle
vengono accelerate da un’acceleratore lineare e poi trasferite al sincrotrone che
le porta all’energia di lavoro [11]. Il fascio è forzato a mantenere un andamento
circolare attraverso il condotto grazie a potenti magneti. Per avere un’idea della16 Capitolo 1. Radioterapia e adroterapia
dimensione di questi strumenti si pensi al fatto che la circonferenza del sincrotrone
del CNAO è di 80 metri [12]. Una volta raggiunta l’energia richiesta il fascio viene
dirottato verso la sala operatoria.
Figura 1.12: Foto del sincrotrone del CNAO. Il sistema è posizionato in un bunker
di 1600 m2 . Le particelle vengono accelerate in mezzo secondo, percorrendo più di
30’000 km in quel lasso di tempo [12].
1.9 Problemi aperti nell’adroterapia
Il primo problema che sorge, confrontando l’adroterapia con la radioterapia
convenzionale, è la dimensione e il costo degli strumenti utilizzati. Un acceleratore
lineare per radioterapia, infatti, è piccolo ed economico confrontato con un grande
sincrotrone per l’adroterapia e può essere contenuto interamente nella sala opera-
toria. Per questo motivo, il numero di centri che possono dotarsi di questi sistemi
è basso. Tuttavia, ciò che rende più difficoltosa la diffusione dell’adroterapia è la
carenza di informazioni sul processo di frammentazione che caratterizza i fasci di
particelle usati nei trattamenti [13]. Al momento occorre simulare parte degli effet-
ti al calcolatore, richiedendo tempi molto lunghi per ogni intervento e aumentando
la probabilità di effetti collaterali non previsti. Se la quantità di dati affidabili fosse
sufficiente sarebbe possibile definire trattamenti standard per le diverse patologie1.9. Problemi aperti nell’adroterapia 17 da trattare, velocizzando di molto i tempi che precedono un trattamento. Il nu- mero di persone trattate sarebbe molto più alto e il costo per singolo trattamento si ridurrebbe notevolmente. Infine questi dati permetterebbero alla cura adrotera- pica di essere più sicura e di poter curare un numero più ampio di patologie. Per questo motivo nasce l’esperimento FOOT (FragmentatiOn Of Target), concepito per misurare la sezione d’urto di frammentazione nucleare che sarà utile per com- prendere gli eventuali effetti collaterali dell’adroterapia e pianificare i sistemi di trattamento [13].
18 Capitolo 1. Radioterapia e adroterapia
Capitolo 2
Progetto FOOT (FragmentatiOn
Of Target)
2.1 Finalità dell’esperimento
Come accennato in precedenza, l’esperimento FOOT (FragmentatiOn Of Tar-
get) si propone di misurare la frammentazione indotta da fasci utilizzati in adrote-
rapia nei tessuti del paziente. I dati raccolti serviranno a migliorare il TPS (Treat-
ment Planning System) permettendo l’utilizzo di modelli con RBE variabile per il
calcolo dei piani clinici. Il miglioramento del software per il calcolo del TPS con-
sentirà una significativa riduzione della dose rilasciata negli organi circostanti sani
a parità di efficacia del trattamento tumorale. Il paziente potrà avere accesso ad
un trattamento più efficace, riscontrando minori problemi post-trattamento [14].
Poiché si vuole principalmente studiare l’impatto di fasci di protoni e di ioni car-
bonio sui tessuti umani, che sono composti principalmente da ossigeno, carbonio,
e idrogeno, il programma di sperimentazione FOOT prevede:
• Lo studio della frammentazione di bersagli di carbonio e ossigeno dovuti
a proiettili di idrogeno con un’energia cinetica di 100-200 MeV/nucleone.
Questo studio verrà effettuato in cinematica inversa.
• La frammentazione di ioni ossigeno con energia cinetica di 200-400 MeV/nucleone
su di un bersaglio in carbonio.
• La frammentazione di ioni carbonio con energia cinetica di 200-400 MeV/nucleone
contro un bersaglio di carbonio.
Inoltre l’esperimento FOOT fornirà dati utili nel campo della protezione dalle
radiazioni nelle missioni spaziali attraverso l’utilizzo di fasci con un’energia cinetica
di 700 MeV/nucleone [15].
1920 Capitolo 2. Progetto FOOT (FragmentatiOn Of Target)
2.2 Cinematica inversa e diretta
Uno degli obiettivi dell’esperimento FOOT è lo studio della frammentazione
dovuta a fasci di protoni. L’interazione di un protone p con il nucleo bersaglio X
può essere cosı̀ descritta:
p + X → p0 + X 0
dove p0 è il protone dopo l’impatto mentre X 0 indica i frammenti prodotti [14].
Tuttavia i frammenti prodotti da un fascio di protoni difficilmente hanno energia
sufficiente per uscire dal bersaglio. Per questo motivo si è deciso, per quanto ri-
guarda questa misura, di utilizzare l’approccio della cinematica inversa [16]. La
cinematica inversa è un processo matematico che permette di ricostruire le dina-
miche del moto in un sistema di riferimento solidale con il proiettile a partire dai
dati raccolti rispetto al sistema di riferimento del laboratorio. Applicando questo
principio è possibile studiare il fenomeno utilizzando fasci di ioni scelti tra i prin-
cipali costituenti del corpo umano, come 16 O e 12 C e, come target, un bersaglio di
idrogeno, il cui nucleo è composto da un solo protone. Per ottenere la sezione d’urto
di interesse, ovvero quella in cui i protoni sono in moto e i nuclei di carbonio e os-
sigeno sono a riposo, basta applicare una trasformazione di Lorentz [14][16]. Nello
specifico, consideriamo il sistema di riferimento S solidale con il bersaglio (carbo-
nio e ossigeno nel nostro caso) e il sistema S 0 solidale con il proiettile (protone); il
fascio si propaga in direzione z con velocità v. Per ottenere le coordinate secondo
il sistema di riferimento S 0 a partire da quelle nel sistema S la trasformazione di
Lorentz prevista è data dalle formule:
v
x0 = x; y 0 = y; z 0 = γ(z − vt); t0 = γ(t − 2 z)
c
1
dove c è la velocità della luce e γ = q
v2
è il fattore di Lorentz.
1−
c2
Tuttavia l’utilizzo di un bersaglio di idrogeno liquido è impraticabile, a causa
della necessità di un contenitore, che porterebbe a un’incertezza sistematica troppo
elevata. Il problema può essere risolto misurando la sezione d’urto separatamente
su due bersagli diversi. Il primo arricchito con idrogeno, per esempio in polietilene
(C2 H4 ), e il secondo in grafite (C). La sezione d’urto di frammentazione del solo
Idrogeno si ottiene dalla sottrazione delle sezioni d’urto ottenute dalle misure sui
due bersagli [14][16]:
σ(H) = (σ(C2 H4 ) − 2σ(C))/4
Per quanto riguarda, invece, lo studio della frammentazione dovuta a proiettili
costituiti da ioni pesanti, come carbonio od ossigeno, non c’è alcun problema nel-
l’utilizzare la cinematica diretta, poiché l’energia cinetica dei frammenti prodotti è
più che sufficiente per attraversare il bersaglio [16]. In questo caso verranno sempre
usati fasci di 16 O e 12 C, contro un bersaglio di grafite (C) o di polietilene (C2 H4 ).
In questo caso, però, il target rappresenterà il corpo del paziente da trattare.2.3. Parametri da misurare 21
2.3 Parametri da misurare
L’esperimento prevede di fornire le misurazioni delle seguenti grandezze:
• La quantità di moto p dei frammenti prodotti con una risoluzione σ(p)/p
superiore al 5%.
• Il tempo di volo (TOF) delle particelle con una risoluzione nell’ordine dei
100 ps.
• L’energia cinetica EK dei frammenti con una risoluzione σ(EK )/EK del 2%.
• Misurare la perdita di energia per unità di tragitto percorso dE
dx
attraversando
una striscia sottile di materiale scintillante. Se lo spessore del materiale è
molto piccolo, si può calcolare dE
dx
conoscendo la perdita di energia ∆E. La
∆E deve avere una risoluzione σ(∆E)/∆E minima del 2%.
A partire dalla ∆E e dal TOF è poi possibile ottenere la carica dei frammenti.
Infine si può risalire alla massa delle particelle attraverso le seguenti relazioni [13]:
p
p = mcβγ EK = mc2 (γ − 1) = p2 c2 + m2 c4 − mc2
q
2
dove m è la massa della particella, c è la velocità della luce, β = e γ = 1/ 1 − vc2 .
v
c
La precisione necessaria per la misurazione delle varie grandezze è stata decisa
a seguito di simulazioni con il codice FLUKA [14] partendo dal presupposto di
raggiungere un errore massimo del 5% sulla misura delle sezioni d’urto.
2.4 Struttura del sistema utilizzato per l’esperi-
mento
La configurazione del sistema che verrà presa in esame si basa su sensori elettro-
nici e sul concetto di spettrometro magnetico. Questo setup è stato specificamente
sviluppato per lo studio di ioni mediamente pesanti (2 < Z < 20) con energie
comprese tra i 200 e 700 MeV/nucleone. Questi ioni sono caratterizzati da una dif-
fusione angolare massima compresa tra i 10 e 20 gradi, inferiore rispetto a particelle
più leggere (Figura 2.1). La seguente configurazione di FOOT è stata sviluppata
per coprire un angolo solido di circa 10◦ , in grado dunque di contenere la maggior
parte dei frammenti prodotti.22 Capitolo 2. Progetto FOOT (FragmentatiOn Of Target)
Figura 2.1: Distribuzione angolare di differenti frammenti prodotti da fasci di
16
O a 200 MeV/u contro un target di C2 H4
Esiste poi una configurazione alternativa basata su di una camera di emulsione
che è più adatta allo studio dei frammenti leggeri. Per quanto riguarda il primo
setup (Figura 2.2) esso può essere diviso in quattro regioni principali [13][17]:
• Upstream/Target Region
• Vertex Region
• Magnetic Region
• Calorimeter Region
Figura 2.2: Configurazione dell’esperimento FOOT2.4. Struttura del sistema utilizzato per l’esperimento 23
2.4.1 Upstream/Target Region
In questa regione il fascio incontra un sottile scintillatore in plastica (250 µm)
che fornisce con precisione l’istante di inizio del TOF attraverso un segnale lu-
minoso che si propaga su fibra ottica (Figura 2.3) e che viene rilevato da 4
fotomoltiplicatori. Subito dopo il fascio entra in una drift chamber (21 cm × 11
cm × 11 cm) che agisce da beam monitor tracciando la direzione e la posizione
del fascio (Figura 2.3). La drift chamber è costituita da dodici strati di fili, in
grado di generare un campo elettrico. Lo ione incidente, attraversando il rivelatore,
produrrà un segnale rilevabile dai fili come una variazione di potenziale elettrico e
attraverso questi segnali sarà possibile definire il percorso dello ione nell’attraver-
sare il rivelatore [14]. Infine il target in polietilene o grafite è l’ultimo elemento di
questa regione.
Figura 2.3: Scintillatore collegato a 4 fasci di fibre ottiche (a sinistra) e struttura
della drift chamber (a destra)
2.4.2 Vertex Region
Il primo detector posto oltre il bersaglio è il Vertex Tracker (Figura 2.4).
Il Vertex Tracker è composto da più sensori a pixel della generazione MIMO-
SA28/Ultimate che sono in grado di rilevare la posizione dei singoli frammenti. A
partire dai dati raccolti sulla posizione in diversi tempi è possibile ricostruire la
traiettoria delle particelle. Approfondiremo questa struttura in seguito.24 Capitolo 2. Progetto FOOT (FragmentatiOn Of Target)
Figura 2.4: Target e Vertex Tracker
2.4.3 Magnetic Region
In questa regione sono presenti due Array Halbach, cioè configurazioni di ma-
gneti (12 in questo caso) disposti in modo da ottenere un campo magnetico costante
all’interno della regione [18][19] di intensità 0.8 T e rivolto verso l’alto (Figura
2.5) [16]
Figura 2.5: Configurazione dei magneti e relativo campo magnetico generato
Il fascio di particelle, una volta uscito dalla Vertex Region, entra nel primo
magnete. Subito dopo incontra un’altra serie di sensori a pixel in silicio che ne
rilevano la posizione. Segue un secondo magnete, che termina con un sistema di
tracciamento basato su microstrips in silicio, per conoscere in modo ancora più
preciso la posizione dei frammenti. L’insieme di questi tracciatori di precisione
presenti nella regione di campo magnetico è necessario per il calcolo della quantità
di moto p delle particelle attraverso la formula:
p = rqB2.5. Descrizione del Vertex Detector 25
dove r è il raggio di curvatura della traiettoria percorsa dalla particella, q è la sua
carica e B è l’intensità del campo magnetico.
2.4.4 Calorimeter Region
I frammenti viaggiano per circa un metro in aria per poi colpire uno scintil-
latore in plastica composto da due piani spessi 3mm e ortoganali alla direzione
di propagazione del fascio. Lo scintillatore serve a calcolare la dE
dx
e il momento
preciso di fine volo, necessario per ottenere il TOF. Infine vi è un calorimetro,
composto da 360 elementi in cristalli di BGO (germanato di bismuto) disposti a
formare una calotta sferica di raggio 20 cm [16], utilizzato per misurare l’energia
cinetica dei frammenti.
Figura 2.6: Configurazione completa dell’esperimento FOOT
2.5 Descrizione del Vertex Detector
Il Vertex Tracker può contenere fino a quattro differenti piani di sensori a pixel
in silicio, la cui distanza l’uno dall’altro può essere variata automaticamente da un
attuatore controllabile da remoto. Questa configurazione permette di riconoscere
frammenti con direzione compresa tra ±40 gradi [13] con un’efficienza superiore
al 95% [16]. Ogni piano contiene un sensore composto da un semiconduttore di
silicio in grado di misurare con precisione la posizione della particella. Conoscendo26 Capitolo 2. Progetto FOOT (FragmentatiOn Of Target)
la posizione dei frammenti in quattro punti del percorso è possibile trovare la
traiettoria percorsa da ognuno di essi (definita da un vettore). I diversi livelli di
tracking implementeranno come sensore il chip Mimosa28 (M28/Ultimate) dallo
spessore di circa 50 µm (Figura 2.7) [17]. Il chip M28 appartiene alla famiglia
dei CMOS Monolithic Active Pixel Sensors (MAPS). Il sensore consiste in una
matrice di 928×960 pixels, per una dimensione totale di 20.22 mm × 22.71 mm
e supporta una frequenza di segnale stimata attorno a 2.4×105 hits/(s × cm2 ).
L’architettura del chip Mimosa28 integra un veloce sistema di readout (tempo di
readout di 185.6 µs) e una logica di soppressione degli zeri1 per ridurre la quantità
di dati prodotti. Ogni pixel è in grado di svolgere amplificazione e CDS (Correlated
Double Sampling)2 del segnale ed ogni colonna della matrice è equipaggiata con
un discriminatore. Dopo la conversione da analogico a digitale, il segnale ottenuto
passa al blocco che svolge la soppressione degli zeri. In seguito i dati raccolti sono
salvati in due banchi di memoria RAM ciascuno contenete fino a 4096 words da
16bit. All’esterno la memoria può essere letta con una bit rate di 80 o 160 Mbits/s
[20].
Figura 2.7: Chip Mimosa28/Ultimate
1
Per rimozione degli zeri si intende il processo che elimina gli zeri ridondanti in un numero
senza inficiarne la precisione
2
Metodo di acquisizione che si basa su due diverse misurazioni per ogni campione: una in
condizioni conosciute e una in condizioni sconosciute. Questa tecnica è utilizzata per la riduzione
del rumore.2.6. FOOT DAQ System 27
2.6 FOOT DAQ System
I dati prodotti dai sensori dovranno essere raccolti da un sistema di DAQ che
li renda rapidamente accessibili all’esterno. Un buon sistema di DAQ deve avere
le seguenti caratteristiche [13]
• La frequenza di acquisizione deve dipendere dalle caratteristiche del fascio
e/o dal sensore più lento presente. Il sistema di acquisizione non deve in
alcun modo generare “colli di bottiglia”.
• Il sistema dovrà funzionare in diversi laboratori e in diverse condizioni. Per
questo motivo dovrà essere il più possibile parametrizzabile e configurabile
attraverso database o file di testo.
• Il sistema di DAQ dovrà permettere un monitoraggio dei dati raccolti attra-
verso la rete e una rapida valutazione delle informazioni acquisite.
• Il sistema deve essere affidabile e i dati raccolti devono essere trasferiti il
prima possibile ai centri di analisi.
Per assicurare le performance richieste è consigliato che il sistema di DAQ possa
operare a una massima frequenza di acquisizione degli eventi di 5 kHz. Tuttavia,
per evitare la sovrapposizione degli effetti di due eventi diversi (pile-up effect) il
trigger lavorerà a 1 kHz.
2.7 Progetto di un sistema di acquisizione dei
dati generati dal Vertex Detector
Questo progetto di tesi ha come obiettivo la progettazione e la sintesi di un
sistema di DAQ per il Vertex Tracker, che sarà la base di partenza per la DAQ
dell’intero esperimento FOOT. Nello specifico la frequenza degli eventi generati
dal Vertex Tracker è di 2 kHz, mentre la dimensione media di ogni pacchetto è di
circa 0.9 kB [13]. Per questo motivo il sistema dovrà essere in grado di acquisire
dati e di inviarli via Ethernet a una velocità superiore ai 2 MB/s. Per la precisione
è stato deciso un target di almeno 2,4 MB/s. Inoltre è richiesto poter comunicare
con esso attraverso un semplice set di istruzioni che ne permetta la configurazione.
Per svolgere questo compito è stato deciso di progettare il sistema in linguaggio
VHDL con il programma Quartus Prime 16.1, di simularlo con Modelsim 10.5b e
di sintetizzare il progetto su FPGA. Le fasi del progetto verranno esposte a partire
dal capitolo 4. La scheda scelta come hardware è la DE0-Nano-SoC, descritta in
dettaglio nel Capitolo 3.28 Capitolo 2. Progetto FOOT (FragmentatiOn Of Target)
Capitolo 3
Scheda DE0-Nano-SoC
3.1 Overview
DE0-Nano-SoC [21] è una scheda prodotta dalla Terasic [22] basata sul System-
On-Chip (SoC) Cyclone V [23] dell’Altera. Questo chip è un sistema eterogeneo
che combina una parte di FPGA con un HPS (Hard Processor System) basato
sull’architettura ARM Cortex-A9 [24]. La scheda presenta inoltre un certo numero
di periferiche e dispositivi per interfacciarla al mondo esterno (Figure 3.1 e 3.2):
• un’interfaccia USB-Blaster II (connettore mini-USB) per la programmazione
della scheda attraverso il protocollo JTAG (Joint Test Action Group);
• 5 bottoni con debounce hardware di cui 2 collegati all’FPGA e 3 collegati
all’HPS (di cui uno per il warm reset e uno per il cold reset);
• 6 switch per la configurazione dell’FPGA;
• 4 switch hardware collegati all’FPGA programmabili dall’utente;
• 8 led configurabili dall’utente collegati all’FPGA;
• 2 connettori da 40 pin, ciascuno gestito dall’FPGA;
• un’interfaccia per connettere gli shields di Arduino;
• un’interfaccia a 10-pin per input analogici collegato a un ADC a 12-bit
interfacciato all’FPGA attraverso SPI (Serial Peripheral Interface) a 4 fili;
• un’interfaccia Gigabit Ethernet con connettore RJ45 gestita dall’HPS;
• una porta micro-USB controllata dall’HPS;
2930 Capitolo 3. Scheda DE0-Nano-SoC
• uno slot Micro SD collegato all’HPS;
• un accelerometro interfacciato all’HPS attraverso I2C;
• un connettore USB Mini-B per la comunicazione da UART a USB;
• un connettore LTC 2×7 gestito dall’HPS;
(a) Lato superiore della scheda
(b) Retro della scheda
Figura 3.1: Overview della scheda DE0-NANO SoC3.2. Cyclone V SoC 31
Figura 3.2: Interfacciamento delle periferiche con il chip Cyclone V
3.2 Cyclone V SoC
Come già detto in precedenza il chip Cyclone V presenta una parte di FPGA e
un HPS. La regione dell’FPGA comprende un control block (CB), 5 phase-locked
loops (PLLs) e 2 hard memory controllers. Nello specifico l’FPGA è composta
da 40.000 blocchi logici e possiede 2460 kbit di memoria integrata [21][25]. L’HPS
contiene una MPU (microprocessor unit) ARM Cortex-A9 dual core, flash memory
controllers, un SDRAM controller subsystem collegato a 1GB di SDRAM DDR3
(attraverso un bus a 32-bit) e memoria on-chip. Inoltre contiene un’interfaccia per
la gestione delle periferiche e alcuni PLL. Il processore dual-core supporta sia il
multiprocessing simmetrico (SMP) che asimmetrico (AMP) [25].
Figura 3.3: Schema logico del System-On-Chip Cyclone V32 Capitolo 3. Scheda DE0-Nano-SoC
3.2.1 Comunicazione tra HPS e FPGA
HPS e FPGA possono scambiarsi dati utilizzando 3 diversi bus [25]:
• FPGA-to-HPS bridge: è un bus monodirezionale ad alte performance che
permette all’FPGA di inviare dati come master all’HPS, che invece viene
visto come slave. Questa interfaccia fornisce all’FPGA la visibilità completa
dell’address space dell’HPS. Il bus può essere configurato con parallelismo a
32bit, 64bit o 128bit.
• HPS-to-FPGA bridge: è un bus monodirezionale ad alte performance che
permette all’HPS di inviare dati come master alla componente di FPGA, che
svolge il ruolo di slave. Il bus può essere configurato con parallelismo a 32bit,
64bit o 128bit.
• Lightweight HPS-to-FPGA bridge: è un bus a 32bit che permette la
comunicazione bidirezionale tra HPS ed FPGA. L’HPS è sempre il master
mentre l’FPGA è sempre lo slave.
Esistono inoltre altre interfacce che permettono la comunicazione tra HPS ed
FPGA. L’FPGA manager interface permette la comunicazione con l’FPGA per il
boot o la configurazione. L’HPS debug interface permette all’HPS di estendere il
dominio di controllo di debug all’FPGA. Infine FPGA e HPS possono comunicare
attraverso degli interrupts [25].
3.3 GPIOs
La scheda possiede due connettori GPIO da 40 pin collegati direttamente al-
l’FPGA. Tra questi 40 pin uno fornisce un’alimentazione DC a +3.3V e un altro
fornisce un’alimentazione a +5V, mentre 2 pin sono linee di ground. La massima
corrente fornita dal pin a 3.3V è 1A, mentre il pin a 5V fornisce fino a 1.5A di
corrente. La Figura 3.4 mostra la configurazione dei pin di GPIO [21]:3.4. Gigabit Ethernet interface 33
Figura 3.4: Configurazione dei GPIO della scheda
3.4 Gigabit Ethernet interface
La comunicazione Gigabit Ethernet è gestita dall’HPS attraverso il chip Micrel
KSZ9031RN [26] PHY a sua volta connesso al connettore RJ45. Il chip KSZ9031RN
possiede un transceiver Gigabit Ethernet 10/100/1000 Mbps e inoltre supporta l’in-
terfaccia RGMII MAC. La comunicazione tra l’HPS e il chip KSZ9031RN avviene
come mostrato in Figura 3.5 [21]34 Capitolo 3. Scheda DE0-Nano-SoC
Figura 3.5: Schema delle connessioni tra HPS, chip KSZ9031RN e il connettore
RJ45
Il segnale HPS ENET TX EN è il segnale di enable della trasmissione GMII e
MII (media-independent interface) tra HPS e KSZ9031RN, HPS ENET TX DATA
sono i dati a 4bit da trasmettere attraverso l’Ethernet mentre HPS ENET RX DATA
sono i dati a 4 bit ricevuti. Il segnale HPS ENET GTX CLK è il clock in trasmis-
sione mentre HPS ENET RX CLK è il segnale di clock ricevuto. Infine sono di
particolare interesse il segnale HPS ENET RX DV che fornisce il data valid per i
dati ricevuti e il segnale HPS ENET RESET N con funzione di hard reset. I LED
1 e 2 indicano lo stato dell’Ethernet physical layer (KSZ9031RN) [21].
3.5 Yocto Linux
Il sistema operativo della scheda è l’Altera SoC Linux anche detto Altera Yocto
Linux poiché nasce dal progetto Yocto [21][27]. Lo Yocto Project è una collabo-
razione open source il cui obiettivo è fornire tools, templates e standards per lo
sviluppo di sistemi operativi basati su Linux principalmente per sistemi embed-
ded [28]. Il sistema è contenuto in una SD da 4GB. I principali vantaggi di Yocto
Linux sono il kernel monolitico, che permette di gestire la CPU e le sue perifieri-
che (compresa la parte FPGA) minimizzando il consumo di RAM, e il supporto
multi-thread e multi-core, che permette di sfruttare al massimo le capacità della
CPU Cortex-A9 dual-core. Yocto Linux non possiede un compilatore C/C++ al
suo interno e per questo motivo è necessario un cross-compiler per programmare
la scheda.Puoi anche leggere
