ES2625350T3 - Sincrociclotrón que produce partículas cargadas que tienen energías variables - Google Patents

Sincrociclotrón que produce partículas cargadas que tienen energías variables Download PDF

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Gerrit Townsend Zwart
Charles D. O'neal
Ken Yoshiki FRANZEN
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Abstract

Sincrociclotrón que comprende: una fuente de partículas (90); una bobina para recibir una corriente eléctrica que tiene un valor de entre múltiples valores y para generar un campo magnético correspondiente a la corriente eléctrica; al menos una pieza de polo magnético que define una cavidad en la que se aceleran partículas procedentes de la fuente de partículas (90), comprendiendo la al menos una pieza de polo magnético material ferromagnético; una fuente de tensión para proporcionar una tensión de radiofrecuencia (RF) a la cavidad para acelerar partículas procedentes de la fuente de partículas, estando la fuente de tensión configurada para hacer un barrido de la tensión RF sobre una gama de frecuencias en un ciclo; el campo magnético para hacer que las partículas se muevan orbitalmente dentro de la cavidad con una energía que corresponda a la corriente eléctrica, siendo el campo magnético de al menos 4 Tesla; y un canal de extracción (38) para recibir las partículas y para emitir las partículas recibidas desde la cavidad, teniendo las partículas que son emitidas desde la cavidad una energía que corresponde a la corriente eléctrica; en el que la energía de las partículas que son emitidas desde la cavidad es variable en una gama comprendida entre aproximadamente 100 MeV y aproximadamente 300 MeV; caracterizado por que el sincronociclotrón está configurado para permitir el ajuste de la corriente eléctrica a un valor de entre múltiples valores, correspondiendo cada valor de los múltiples valores a una energía diferente a la que las partículas son emitidas desde la cavidad; en el que la fuente de tensión está configurada para hacer un barrido de la tensión RF sobre diferentes gamas de frecuencias, correspondiendo cada gama de frecuencias diferente a la energía diferente a la que son emitidas las partículas desde la cavidad.

Description

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DESCRIPCION
Sincrociclotron que produce partfculas cargadas que tienen energfas variables Campo tecnico
La presente descripcion se refiere generalmente a un acelerador de partfculas que produce partfculas cargadas que tienen energfas variables.
Antecedentes
Los sistemas de terapia de partfculas utilizan un acelerador para generar un haz de partfculas para tratar enfermedades, tales como tumores. En funcionamiento, las partfculas se aceleran en orbitas dentro de una cavidad en presencia de un campo magnetico y se retiran de la cavidad a traves de un canal de extraccion. Pueden usarse haces de partfculas extrafdos del acelerador para irradiar un volumen diana en un cuerpo.
La solicitud de patente internacional publicada WO 2007/061937 A2 describe un acelerador montado en un portico para permitir que el acelerador se mueva a traves de una gama de posiciones alrededor de un paciente en que esta sobre un soporte de paciente. El acelerador esta configurado para producir un haz de protones o iones con un nivel de energfa suficiente para lograr cualquier diana arbitraria en el paciente desde posiciones dentro de la gama. El haz de protones o iones basicamente pasa directamente del acelerador al paciente.
La solicitud de patente publicada US 2007/0171015 A1 describe un campo magnetico en una camara de aceleracion definida por una estructura magnetica que se forma perfilando los polos de un yugo magnetico y/o proporcionando bobinas magneticas adicionales para producir un campo magnetico en el plano de aceleracion media que disminuye con el aumento de la distancia radial desde un eje central.
Breve descripcion
La presente invencion se refiere a un sincrociclotron segun lo establecido en la reivindicacion 1. Otras realizaciones se describen en las reivindicaciones dependientes.
Un ejemplo de sincrociclotron incluye lo siguiente: una fuente de tension para proporcionar una tension de radiofrecuencia (RF) a una cavidad para acelerar partfculas de una fuente de partfculas; una bobina para recibir una corriente electrica variable y para generar un campo magnetico que es al menos de 4 Tesla para hacer que las partfculas se muevan orbitalmente dentro de la cavidad; y un canal de extraccion para recibir las partfculas aceleradas y para emitir las partfculas recibidas de la cavidad. Las partfculas que se emiten desde la cavidad tienen una energfa que es variable en base al menos a la corriente electrica variable aplicada a la bobina.
Un ejemplo de sistema de terapia de protones incluye lo siguiente: el sincrociclotron del ejemplo anterior y un portico sobre el que esta montado el sincrociclotron. El portico es giratorio con respecto a la posicion del paciente. Las partfculas son protones y esencialmente se emiten directamente desde el sincrociclotron hasta la posicion del paciente.
La corriente electrica variable puede incluir una parte fija y una parte variable, y la parte variable de la corriente electrica puede variar dentro de una gama que hace que el campo magnetico en un radio de extraccion del sincrociclotron cambie entre aproximadamente 5 % y 35 % de un valor maximo en el radio de extraccion. El campo magnetico en el radio de extraccion puede cambiar entre aproximadamente 0,2 Tesla y aproximadamente 1,4 Tesla o entre aproximadamente 0,6 y aproximadamente 4,2 Tesla. La bobina puede incluir un primer conjunto de bobinas y un segundo conjunto de bobinas. El primer conjunto puede configurarse para recibir una parte fija de la corriente electrica variable y el segundo conjunto puede configurarse para recibir una parte variable de la corriente electrica variable. La parte variable de la corriente electrica puede variar dentro de una gama que hace que el campo magnetico en un radio de extraccion del sincrociclotron cambie entre aproximadamente 5 % y 35 % de un valor maximo en el radio de extraccion. La bobina puede incluir uno o mas conjuntos de bobinas, y al menos un conjunto de bobinas puede ser superconductor y puede consistir entre 2 y 10 millones de amperio-vueltas. El campo magnetico puede tener una magnitud dentro de una gama de aproximadamente 4 Tesla a aproximadamente 20 Tesla. La energfa de las partfculas que se emiten desde la cavidad puede variar continuamente entre aproximadamente 115 MeV y aproximadamente 250 MeV, por ejemplo, a una velocidad de hasta 20 MeV por segundo. La energfa de las partfculas que se emiten desde la cavidad puede variar de manera no continua entre aproximadamente 115 MeV y aproximadamente 250 MeV. La energfa de las partfculas puede variar en un tamano de paso de aproximadamente 10 MeV a aproximadamente 80 MeV. Cada variacion de la energfa en un paso puede durar menos de 30 minutos. La bobina puede incluir una bobina superconductora. La fuente de tension se puede configurar para hacer un barrido de la tension RF sobre una gama de frecuencias dentro de un ciclo. La fuente de tension puede configurarse para b hacer un barrido de la tension RF sobre una gama de frecuencias diferente correspondiente a cada energfa diferente a la que las partfculas son emitidas desde la cavidad. Cada gama de frecuencias puede incluir un lfmite inferior y un lfmite superior y el lfmite inferior puede estar dentro de una gama de aproximadamente 40 MHz a aproximadamente 250 MHz, por ejemplo, de aproximadamente 73 MHz a aproximadamente 150 MHz, y el lfmite superior puede estar dentro de una gama de aproximadamente 56 MHz a aproximadamente 340 MHz, por ejemplo, de aproximadamente 131 MHz a aproximadamente 196 MHz. Uno o mas
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elementos reactivos se pueden acoplar a la fuente de tension para hacer un barrido de la tension RF sobre una gama de frecuencias. El uno o mas elementos reactivos pueden configurarse para seleccionar la gama de frecuencias para una energfa correspondiente en la que las partfculas son emitidas desde la cavidad. El uno o mas elementos reactivos pueden incluir un condensador o inductor variable. La bobina puede incluir un primer conjunto de bobinas y un segundo conjunto de bobinas, siendo el primer conjunto superconductor y estando configurado para recibir una parte fija de la corriente electrica variable y siendo el segundo conjunto superconductor o no superconductor y estando configurado para recibir una parte variable de la corriente electrica variable.
Dos o mas de las caractensticas descritas en esta descripcion, incluyendo las descritas en esta seccion de resumen, se pueden combinar para formar implementaciones no descritas espedficamente en el presente documento.
El control de los diferentes sistemas descritos en el presente documento, o partes de los mismos, puede implementarse a traves de un producto de programa informatico que incluye instrucciones almacenadas en uno o mas medios de almacenamiento legibles por maquina no transitorios y que son ejecutables en uno o mas dispositivos de procesamiento. Los sistemas descritos en el presente documento, o partes de los mismos, pueden implementarse como un aparato, metodo o sistema electronico que puede incluir uno o mas dispositivos de procesamiento y memoria para almacenar instrucciones ejecutables para implementar el control de las funciones indicadas.
Los detalles de una o mas implementaciones se exponen en los dibujos adjuntos y en la siguiente descripcion. Otras caractensticas, objetos y ventajas resultaran evidentes a partir de la descripcion y los dibujos, y de las reivindicaciones.
Descripcion de dibujos
La figura 1 es un diagrama de bloques que muestra un ejemplo de un sistema de tratamiento.
La figura 2 es una vista en perspectiva de un sistema de terapia.
La figura 3 es una vista en perspectiva despiezada de los componentes de un sincrociclotron.
Las figuras 4, 5, y 6 son vistas en seccion transversal de un sincrociclotron.
La figura 7 es una vista en perspectiva de un sincrociclotron.
La figura 8 es un grafico de las magnitudes del campo magnetico en diferentes lugares de una camara de aceleracion cuando se aplica corriente electrica total diferente en el acelerador.
La figura 9 es una vista en seccion transversal de una parte de un carrete inverso y devanados.
La figura 10 es una vista en seccion transversal de un conductor compuesto de cable en canal.
La figura 11 es una vista en seccion transversal de una fuente de iones.
La figura 12 es una vista en perspectiva de una placa de y una placa de ficticia.
La figura 13 es una vista en seccion transversal de un ejemplo de una estructura de radiofrecuencia (RF).
La figura 14 es una vista en perspectiva de una boveda.
La figura 15 es una vista en perspectiva de una sala de tratamiento con una boveda.
La figura 16 muestra un perfil de una mitad de un perfil simetrico de una cara de polo y una pieza de polo.
La figura 17 muestra un paciente colocado dentro de un portico interior en una sala de tratamiento.
Descripcion detallada Vision de conjunto
Se describe aqm un ejemplo de un acelerador de partfculas para su uso en un sistema de tratamiento, tal como un sistema de terapia de protones o iones. El sistema de terapia de partfculas de ejemplo incluye un acelerador de partfculas, en este ejemplo, un sincronociclotron, montado en un portico. El portico permite que el acelerador sea girado alrededor de una posicion de paciente, tal como se explica con mas detalle a continuacion. En algunas implementaciones, el portico es de acero y tiene dos patas montadas para girar sobre dos cojinetes respectivos que se encuentran en lados opuestos de un paciente. El acelerador de partfculas esta soportado por una armadura de acero que es suficientemente larga para abarcar una zona de tratamiento en la que se encuentra el paciente y que esta fijada por ambos extremos a las patas giratorias del portico. Como resultado de la rotacion del portico alrededor del paciente, el acelerador de partfculas tambien gira.
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En un ejemplo de implementacion, el acelerador de partfculas (por ejemplo, el sincrociclotron) incluye un criostato que sostiene una bobina superconductora para conducir una corriente que genera un campo magnetico (B). En este ejemplo, el criostato utiliza helio lfquido (He) para mantener la bobina a temperaturas superconductoras, por ejemplo, de 4 °Kelvin (K). Las piezas de polo magnetico se encuentran dentro del criostato a temperatura ambiente, y definen una cavidad en la que las partfculas se aceleran. En algunas implementaciones, el campo magnetico maximo generado en el acelerador es de al menos 4 Tesla y puede ser de hasta 20 Tesla o superior, por ejemplo, entre 4 Tesla y 20 Tesla o entre 6 Tesla y 20 Tesla.
En este ejemplo de implementacion, el acelerador de partfculas incluye una fuente de partfculas (por ejemplo, una fuente Penning Ion Gauge-PIG) para proporcionar una columna de plasma a la cavidad. El gas hidrogeno es ionizado para producir la columna de plasma. Una fuente de alimentacion proporciona una tension de radiofrecuencia (RF) a la cavidad para acelerar partfculas desde la columna de plasma. Como se ha indicado, en este ejemplo, el acelerador de partfculas es un sincrociclotron. En consecuencia, la tension RF es barrida a traves de una gama de frecuencias para tener en cuenta efectos de la relatividad sobre las partfculas (por ejemplo, aumento de la masa de partfculas) al acelerar las partfculas de la columna. El campo magnetico producido por la corriente que circula a traves de la bobina superconductora hace que las partfculas aceleradas desde la columna de plasma se aceleren orbitalmente dentro de la cavidad.
Un regenerador de campo magnetico ("regenerador") esta situado cerca del exterior de la cavidad (por ejemplo, en un borde interior de la misma) para ajustar el campo magnetico existente dentro de la cavidad a fin de cambiar asf posiciones (por ejemplo, el paso y el angulo) de orbitas sucesivas de las partfculas aceleradas desde la columna de plasma de manera que, finalmente, las partfculas sean emitidas a un canal de extraccion que pasa a traves del criostato. El regenerador puede aumentar el campo magnetico en un punto en la cavidad (por ejemplo, puede producir un "choque" de campo magnetico en una zona de la cavidad), haciendo por ello que cada orbita sucesiva de partfculas en ese punto progrese hacia fuera, hacia el punto de entrada del canal de extraccion hasta que alcance el canal de extraccion. El canal de extraccion recibe partfculas aceleradas desde la columna de plasma y emite las partfculas recibidas de la cavidad como un haz de partfculas.
La energfa del haz de partfculas extrafdas (o el haz de partfculas emitidas desde el acelerador) puede afectar al uso del haz de partfculas en los tratamientos. Generalmente, la energfa del haz de partfculas (o partfculas en el haz de partfculas) no aumenta despues de la extraccion. Sin embargo, la energfa puede reducirse en funcion de las necesidades de tratamiento despues de la extraccion y antes del tratamiento. Refiriendonos a la figura 1, un sistema de tratamiento de muestras 10 incluye un acelerador 12, por ejemplo, un sincrociclotron, del cual se extrae un haz de partfculas (por ejemplo, protones) l4 que tiene una energfa variable para irradiar un volumen diana 24 de un cuerpo 22. Opcionalmente, uno o mas dispositivos adicionales, tales como una unidad de escaneo 16 o una unidad de dispersion 16, una o mas unidades de monitorizacion 18 y un degradador de energfa 20, se colocan a lo largo de la direccion de irradiacion 28. Los dispositivos interceptan la seccion transversal del haz extrafdo 14 y alteran una o mas propiedades del haz extrafdo para el tratamiento.
Un volumen diana para ser irradiado por un haz de partfculas para tratamiento tiene tfpicamente una configuracion tridimensional. En algunas situaciones, para llevar a cabo el tratamiento, el volumen diana se divide en capas a lo largo de la direccion de irradiacion del haz de partfculas y la irradiacion se puede realizar capa a capa. Para determinados tipos de partfculas, tales como protones, a lo largo de la direccion de irradiacion, la profundidad de penetracion (o la capa a la que llega el haz) dentro del volumen diana esta determinada en gran medida por la energfa del haz de partfculas. El haz de partfculas de una energfa dada no sobrepasa sustancialmente la profundidad de penetracion correspondiente. Para mover la irradiacion del haz de una capa a otra capa del volumen diana, se cambia la energfa del haz de partfculas.
En el ejemplo mostrado en la figura 1, el volumen diana 24 se divide en nueve capas 26a - 26i a lo largo de la direccion de irradiacion 28. La irradiacion comienza tfpicamente desde la capa mas profunda 26i, una capa cada vez, gradualmente hasta las capas mas superficiales y termina con la capa mas superficial 26a. Antes de la aplicacion al cuerpo 22, la energfa del haz de partfculas 14 se controla para que este a un nivel que permita que la partfcula se detenga en una capa deseada, por ejemplo, la capa 26d, sin penetrar sustancialmente mas en el cuerpo o en el volumen diana, por ejemplo, las capas 26e - 26i, o mas profundamente en el cuerpo. En algunos ejemplos, la energfa deseada del haz de parttculas 14 disminuye a medida que la capa de tratamiento se hace menos profunda con respecto a la aceleracion de las partfculas. Tfpicamente, la diferencia de energfa de haz para tratar capas adyacentes del volumen diana 24 es de aproximadamente 3 MeV a aproximadamente 100 MeV, por ejemplo, de aproximadamente 10 MeV a aproximadamente 80 MeV, aunque tambien pueden ser posibles otras diferencias, dependiendo, por ejemplo, del espesor de las capas y de las propiedades del haz.
La variacion de energfa para tratar diferentes capas del volumen diana 24 puede realizarse en el acelerador 12 de manera que, en algunas implementaciones, no se requiere una variacion adicional de energfa despues de que el haz de partfculas se extraiga del acelerador 12. El degradador de energfa opcional 20 en el sistema de tratamiento 10 puede ser eliminado del sistema. En algunas implementaciones, el acelerador 12 puede emitir haces de partfculas que tienen una energfa que vana entre aproximadamente 100 MeV y aproximadamente 300 MeV, por ejemplo, entre aproximadamente 115 MeV y aproximadamente 250 MeV. La variacion puede ser continua o no continua, por ejemplo, un paso cada vez. En algunas implementaciones, la variacion, continua o no continua, puede tener lugar a
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una velocidad relativamente alta, por ejemplo, de hasta aproximadamente 50 MeV por segundo o de hasta aproximadamente 20 MeV por segundo. La variacion no continua puede tener lugar en un paso cada vez, con un tamano de paso de aproximadamente 10 MeV a aproximadamente 80 MeV.
Cuando la irradiacion se completa en una capa, el acelerador 12 puede variar la energfa del haz de partfculas para irradiar una siguiente capa, por ejemplo, unos segundos despues o menos de un segundo despues. En algunas implementaciones, el tratamiento del volumen diana 24 se puede continuar sin interrupcion sustancial o incluso sin ninguna interrupcion. En algunas situaciones, el tamano de paso de la variacion de energfa no continua se selecciona para que corresponda a la diferencia de energfa necesaria para irradiar dos capas adyacentes del volumen diana 24. Por ejemplo, el tamano del paso puede ser el mismo o una fraccion de la diferencia de energfa.
En algunas implementaciones, el acelerador 12 y el degradador 20 vanan conjuntamente la energfa del haz 14. Por ejemplo, el acelerador 12 proporciona un ajuste aproximado y el degradador 20 proporciona un ajuste preciso o viceversa. En este ejemplo, el acelerador 12 puede emitir el haz de partfculas que vana la energfa en una etapa de variacion de aproximadamente 10-80 MeV, y el degradador 20 ajusta (por ejemplo, reduce) la energfa del haz en una etapa de variacion de aproximadamente 2-10 MeV.
El uso reducido (o ausencia) del degradador, que puede ser un cambiador de gama, puede facilitar el mantenimiento de la propiedad y la calidad del haz emitido desde el acelerador, por ejemplo, la intensidad del haz. El control del haz de partfculas se puede realizar en el acelerador. Los efectos secundarios, por ejemplo, de los neutrones generados cuando el haz de partfculas pasa por el degradador 20, pueden reducirse o eliminarse.
La energfa del haz de partfculas 14 tambien puede necesitar ajuste cuando el sistema de tratamiento 10 trata otro volumen diana 30 en otro cuerpo o en otra parte de cuerpo 22' despues de completarse el tratamiento en el volumen diana 24. Los volumenes diana 24, 30 pueden estar en el mismo cuerpo (o paciente), o pueden pertenecer a diferentes pacientes. Es posible que la profundidad D del volumen diana 30 desde una superficie del cuerpo 22' sea diferente para la del volumen diana 24. Aunque el degradador 20 puede hacer algun ajuste de energfa, el degradador 12 solo puede reducir la energfa del haz y no aumentar la energfa del haz. A veces, la energfa de haz mas alta para tratar el volumen diana 30 puede ser mayor que la energfa de haz mas alta para tratar el volumen diana 24. En tal situacion, el acelerador 12 aumenta la energfa del haz emitido despues de tratar el volumen diana
24 y antes de tratar el volumen diana 30. En otras situaciones, la energfa de haz mas alta requerida para tratar el volumen diana 30 puede ser inferior a la energfa de haz mas alta del volumen diana. Aunque el degradador 20 puede reducir la energfa, el acelerador 12 puede ajustarse para producir una energfa de haz inferior para reducir o eliminar el uso del degradador 20. La division de los volumenes diana 24, 30 en capas puede ser diferente o igual. Y el volumen diana 30 se puede tratar de manera similar sobre una base capa a capa para el tratamiento del volumen diana 24.
El tratamiento de los diferentes volumenes diana 24, 30 en el mismo paciente puede ser sustancialmente continuo, por ejemplo, con el tiempo de detencion entre los dos volumenes que no sea superior a aproximadamente 30 minutos o menos, por ejemplo, 25 minutos o menos, 20 minutos o menos, 15 minutos o menos, 10 minutos o menos, 5 minutos o menos o 1 minuto o menos. Como se explica en detalle mas adelante, el acelerador 12 puede montarse en un portico movil y el movimiento del portico mueve el acelerador para apuntar a volumenes diana diferentes. En algunas situaciones, el acelerador 12 puede completar el ajuste de energfa del haz emitido 14 durante el tiempo en el que el sistema de tratamiento hace el ajuste (tal como mover el portico) despues de completar el tratamiento del volumen diana 24 y antes de comenzar el tratamiento del volumen diana 30. Tan pronto como se realiza la alineacion del acelerador y el volumen diana 30, el tratamiento puede comenzar con la energfa de haz deseada y ajustada. El ajuste de energfa del haz para diferentes pacientes tambien se puede completar de manera relativamente eficiente. En algunos ejemplos, todos los ajustes, incluyendo el aumento / reduccion de la energfa del haz y / o el movimiento del portico se realizan en aproximadamente 30 minutos, por ejemplo, en aproximadamente
25 minutos, en aproximadamente 20 minutos, en aproximadamente 15 minutos, en aproximadamente 10 minutos o en aproximadamente 5 minutos.
En la misma capa de un volumen diana, se aplica una dosis de irradiacion moviendo el haz a traves de la superficie bidimensional de la capa (que a veces se denomina haz de escaneo) usando una unidad de escaneo 16. Alternativamente, la capa puede ser irradiada pasando el haz extrafdo a traves de uno o mas dispersores de la unidad de dispersion 16 (que a veces se denomina haz de dispersion).
La propiedad del haz, tal como la energfa y la intensidad, se puede seleccionar antes de un tratamiento o puede ajustarse durante el tratamiento controlando el acelerador 12 y / u otros dispositivos, tales como la unidad de escaneo / dispersor o dispersores 16, el degradador 20 y otros no mostrados en la figura. En algunas implementaciones, el sistema 10 incluye un controlador 32, tal como un ordenador, en comunicacion con uno o mas dispositivos en el sistema. A veces, el control puede basarse en los resultados de la monitorizacion realizada por uno o mas monitores 18, por ejemplo, monitorizacion de la intensidad del haz, dosis, localizacion del haz en el volumen diana, etc. Aunque se muestra que los monitores 18 estan entre el dispositivo 16 y el degradador 20, pueden colocarse uno o mas monitores en otros lugares de la trayectoria de irradiacion del haz. El controlador 32 tambien puede almacenar un plan de tratamiento para uno o mas volumenes diana (del mismo paciente y / o de diferentes pacientes). El plan de tratamiento puede determinarse antes de comenzar el tratamiento y puede incluir
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parametros tales como la forma del volumen diana, el numero de capas, la dosis de irradiacion para cada capa, el numero de veces que se irradia cada capa, etc. El ajuste de la propiedad del haz dentro del sistema 10 se puede realizar en base al plan de tratamiento. Puede realizarse un ajuste adicional durante el tratamiento, por ejemplo, cuando se detecta una desviacion del plan de tratamiento.
En algunas implementaciones, el acelerador 12 vana la energfa del haz de partfculas emitido variando el campo magnetico en el que se acelera el haz de partfculas. En particular, uno o mas conjuntos de bobinas se utilizan para recibir corriente electrica variable para producir un campo magnetico variable en la cavidad. En algunos ejemplos, un conjunto de bobinas reciben una corriente electrica fija, mientras que uno o mas conjuntos de bobinas reciben una corriente variable de manera que la corriente total recibida por los conjuntos de bobinas vana. En algunas implementaciones, todos los conjuntos de bobinas son superconductores. En otras implementaciones, algunos conjuntos de bobinas, tales como el conjunto para la corriente electrica fija, son superconductores, mientras que otros conjuntos de bobinas, tales como uno o mas conjuntos para la corriente variable, son no superconductores. A veces todos los conjuntos de bobinas no son superconductores.
Generalmente, la magnitud del campo magnetico se puede adaptar a la magnitud de la corriente electrica. El ajuste de la corriente electrica total de las bobinas en una gama predeterminada puede generar un campo magnetico que vana en una gama predeterminada correspondiente. En algunas situaciones, un ajuste continuo de la corriente electrica puede derivar en una variacion continua del campo magnetico y en una variacion continua de la energfa del haz emitido. Alternativamente, cuando la corriente electrica aplicada a las bobinas se ajusta de una manera escalonada no continua, el campo magnetico y la energfa del haz emitido tambien vanan en consecuencia de una manera no continua. La adaptacion del campo magnetico a la corriente puede permitir que la variacion de la energfa del haz se realice con relativa precision, aunque a veces puede ser necesario un ajuste menor diferente al de la corriente de entrada, cuyos detalles se describen mas adelante.
Ademas, para emitir haces de partfculas que tienen una energfa variable, el acelerador 12 esta configurado para aplicar las tensiones RF que barren sobre diferentes gamas de frecuencias, correspondiendo cada gama a una energfa de haz emitido diferente. Por ejemplo, si el acelerador 12 esta configurado para producir tres energfas de haz emitido diferentes, puede hacerse un barrido de la tension RF sobre tres gamas de frecuencias diferentes. En otro ejemplo, que corresponde a variaciones de energfa de haz continuo, la tension RF barre sobre gamas de frecuencias que cambian continuamente. Las diferentes gamas de frecuencias pueden tener diferentes lfmites de frecuencia inferior y / o frecuencia superior.
Los haces de partfculas que tienen diferentes energfas pueden extraerse del acelerador 12 sin alterar las caractensticas del regenerador que se utiliza para extraer haces de partfculas que tienen una sola energfa. En otras implementaciones, el regenerador puede moverse para perturbar orbitas de partfculas o se pueden anadir o retirar tapones de hierro para cambiar el choque de campo magnetico en base a la energfa de partfcula variable.
Como ejemplo, el cuadro 1 muestra tres niveles de energfa en los que el acelerador 12 puede emitir haces de partfculas. Tambien se enumeran los parametros correspondientes para producir los tres niveles de energfa. En particular, la corriente magnetica se refiere a la corriente electrica total aplicada a uno o mas conjuntos de bobinas en el acelerador 12; las frecuencias maxima y minima definen las gamas en las que las tensiones RF barren; y r es la distancia radial de un lugar a un centro de la cavidad en la que las partfculas son aceleradas.
Haz
Iman Maximo Mmimo Campo magnetico en Campo magnetico en
Energfa (MeV)
Corriente (A) Frecuencia (MHz) Frecuencia (MHz) r = 0 mm(Tesla) r = 298 mm (Tesla)
250
1990 132 99 8,7 8,2
235
1920 128 97 8,4 8,0
211
1760 120 93 7,9 7,5
Tabla 1. Ejemplos de energfas de haz y parametros respectivos.
A continuacion, se describen detalles de un ejemplo de acelerador de partfculas que produce partfculas cargadas que tienen energfas variables. El acelerador puede ser un sincrociclotron y las partfculas pueden ser protones. Las partfculas se forman en haces para su uso en tratamientos. La energfa del haz emitido por el acelerador de partfculas puede variarse durante el tratamiento de un volumen diana en un paciente o entre tratamientos de diferentes volumenes diana del mismo paciente o de diferentes pacientes. En algunas implementaciones, los ajustes del acelerador se cambian para variar la energfa del haz cuando no se emite ningun haz (o partfculas) desde el acelerador. La variacion de energfa puede ser continua o no continua en una gama deseada.
Refiriendonos a la figura 2, un sistema de terapia de radiacion de partfculas cargadas 500 incluye un acelerador de partfculas productor de haz 502 que tiene un peso y un tamano suficientemente pequenos para permitir su montaje en un portico giratorio 504 con su emision dirigida recta (es decir, esencialmente directamente) desde un alojamiento de acelerador a un paciente 506.
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En algunas implementaciones, el portico de acero tiene dos patas 508, 510 montadas para girar sobre dos cojinetes respectivos 512, 514 que se encuentran en lados opuestos del paciente. El acelerador esta soportado por una armadura de acero 516 que es suficientemente larga para abarcar una zona de tratamiento 518 en la que se encuentra el paciente (por ejemplo, dos veces mas larga que una persona alta, para permitir que la persona sea girada completamente dentro del espacio con cualquier zona diana deseada del paciente permaneciendo en la lmea del haz) y esta fijado de forma estable a ambos extremos a las patas giratorias del portico.
En algunos ejemplos, la rotacion del portico esta limitada a un radio 520 de menos de 360 grados, por ejemplo, de aproximadamente 180 grados, para permitir que un suelo 522 se extienda desde una pared de la boveda 524 que aloja el sistema de terapia en la zona de tratamiento del paciente. El radio de rotacion limitado del portico tambien reduce el espesor requerido de algunas de las paredes (que nunca estan alineadas directamente con el haz, por ejemplo, la pared 530), que proporcionan blindaje contra la radiacion de personas que estan fuera de la zona de tratamiento. Un radio de 180 grados de rotacion de portico es suficiente para cubrir todos los angulos de aproximacion de tratamiento, aunque proporcionar un radio mas amplio de desplazamiento puede ser util. Por ejemplo, el radio de rotacion puede estar entre 180 y 330 grados y todavfa proporcionar espacio para la superficie de suelo de terapia.
El eje de rotacion horizontal 532 del portico esta situado nominalmente un metro por encima del suelo donde el paciente y el terapeuta interactuan con el sistema de terapia. Este suelo esta situado a unos 3 metros por encima del suelo inferior de la boveda blindada del sistema de terapia. El acelerador puede oscilar bajo el suelo elevado para suministrar haces de tratamiento por debajo del eje de rotacion. La camilla del paciente se mueve y gira en un plano sustancialmente horizontal paralelo al eje de rotacion del portico. La camilla puede girar un radio 534 de aproximadamente 270 grados en el plano horizontal con esta configuracion. Esta combinacion de portico y radios de rotacion de paciente y grados de libertad permiten al terapeuta seleccionar virtualmente cualquier angulo de aproximacion para el haz. Si es necesario, el paciente puede colocarse en la camilla en la orientacion opuesta y, a continuacion, se pueden utilizar todos los angulos posibles.
En algunas implementaciones, el acelerador utiliza una configuracion de sincrociclotron que tiene una estructura electromagnetica superconductora de campo magnetico muy elevado. Debido a que el radio de curvatura de una partmula cargada de una energfa cinetica dada se reduce en proporcion directa a un incremento en el campo magnetico aplicado a la misma, la estructura magnetica superconductora de campo magnetico muy elevado permite que el acelerador se haga mas pequeno y ligero. El sincrociclotron utiliza un campo magnetico con angulo de rotacion uniforme y disminuye de intensidad con el aumento del radio. Tal forma de campo se puede lograr sin importar la magnitud del campo magnetico, por lo que en teona no hay lfmite superior para la intensidad del campo magnetico (y por lo tanto la energfa de partmula resultante en un radio fijo) que se puede usar en un sincrociclotron.
Los materiales superconductores pierden sus propiedades superconductoras en presencia de campos magneticos muy elevados. Los devanados de cable superconductores de alto rendimiento se utilizan para permitir que se logren campos magneticos muy elevados.
Los materiales superconductores normalmente necesitan ser enfriados a bajas temperaturas para que se obtengan sus propiedades superconductoras. En algunos ejemplos descritos aqrn, se utilizan crioenfriadores para llevar los devanados de bobina superconductores a temperaturas cercanas al cero absoluto. El uso de crioenfriadores puede reducir la complejidad y el costo.
El sincrociclotron esta soportado sobre el portico de modo que el haz se genera directamente en lmea con el paciente. El portico permite la rotacion del ciclotron alrededor de un eje de rotacion horizontal que contiene un punto (isocentro 540) dentro o cerca del paciente. La armadura dividida que es paralela al eje de rotacion, soporta el ciclotron por ambos lados.
Debido a que el radio de rotacion del portico es limitado, una zona de soporte de paciente puede adaptarse en una amplia zona alrededor del isocentro. Debido a que el suelo se puede extender ampliamente alrededor del isocentro, una mesa de soporte de paciente puede estar colocada para moverse con respecto a y girar alrededor de un eje vertical 542 a traves del isocentro de manera que, mediante una combinacion de rotacion del portico y movimiento y rotacion de la mesa, se puede conseguir cualquier angulo de direccion del haz en cualquier parte del paciente. Los dos brazos del portico estan separados mas del doble de la altura de un paciente alto, permitiendo que la camilla con el paciente gire y se traslade en un plano horizontal por encima del suelo elevado.
La limitacion del angulo de rotacion de portico permite una reduccion de espesor de al menos una de las paredes que rodean la sala de tratamiento. Las paredes gruesas, normalmente construidas de hormigon, proporcionan proteccion contra las radiaciones a las personas que estan fuera de la sala de tratamiento. Una pared aguas abajo de un haz de protones de parada puede tener aproximadamente el doble de grosor que una pared en el extremo opuesto de la sala para proporcionar un nivel de proteccion equivalente. La limitacion del radio de rotacion del portico permite ubicar la sala de tratamiento por debajo del nivel de tierra en tres lados, permitiendo al mismo tiempo que una zona ocupada adyacente a la pared mas delgada reduzca el costo de construccion de la sala de tratamiento.
Energfa variable
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En el ejemplo mostrado en la figura 2, el sincrociclotron superconductor 502 emite haces de partfculas que tienen una energfa variable. La gama de la energfa variable puede tener un lfmite superior que es de aproximadamente 200 MeV a aproximadamente 300 MeV o superior, por ejemplo, 200 MeV, aproximadamente 205 MeV, aproximadamente 210 MeV, aproximadamente 215 MeV, aproximadamente 220 MeV, aproximadamente 225 MeV, aproximadamente
230 MeV, aproximadamente 235 MeV, aproximadamente 240 MeV, aproximadamente 245 MeV, aproximadamente
250 MeV, aproximadamente 255 MeV, aproximadamente 260 MeV, aproximadamente 265 MeV, aproximadamente
270 MeV, aproximadamente 275 MeV, aproximadamente 280 MeV, aproximadamente 285 MeV, aproximadamente
290 MeV, aproximadamente 295 MeV o aproximadamente 300 MeV o superior. La gama tambien puede tener un lfmite inferior que es de aproximadamente 100 MeV o inferior a aproximadamente 200 MeV, por ejemplo, aproximadamente 100 MeV o inferior, aproximadamente 105 MeV, aproximadamente 110 MeV, aproximadamente 115 MeV, aproximadamente 120 MeV, aproximadamente 125 MeV, aproximadamente 130 MeV, aproximadamente
135 MeV, aproximadamente 140 MeV, aproximadamente 145 MeV, aproximadamente 150 MeV, aproximadamente
155 MeV, aproximadamente 160 MeV, aproximadamente 165 MeV, aproximadamente 170 MeV, aproximadamente
175 MeV, aproximadamente 180 MeV, aproximadamente 185 MeV, aproximadamente 190 MeV, aproximadamente
195 MeV, aproximadamente 200 MeV.
En algunas situaciones, la variacion es no continua y la etapa de variacion puede tener un tamano de aproximadamente 10 MeV o inferior, aproximadamente 15 MeV, aproximadamente 20 MeV, aproximadamente 25 MeV, aproximadamente 30 MeV, aproximadamente 35 MeV, aproximadamente 40 MeV, aproximadamente 45 MeV, aproximadamente 50 MeV, aproximadamente 55 MeV, aproximadamente 60 MeV, aproximadamente 65 MeV, aproximadamente 70 MeV, aproximadamente 75 MeV, o aproximadamente 80 MeV o superior. Variar la energfa un tamano de paso puede tardar no mas de 30 minutos, por ejemplo, alrededor de 25 minutos o menos, unos 20 minutos o menos, unos 15 minutos o menos, unos 10 minutos o menos, unos 5 minutos o menos, aproximadamente 1 minuto o menos, o unos 30 segundos o menos. En otras situaciones, la variacion es continua y el acelerador puede ajustar la energfa del haz de partfculas a una velocidad relativamente alta, por ejemplo, hasta alrededor de 50 MeV por segundo, hasta alrededor de 45 MeV por segundo, hasta alrededor de 40 MeV por segundo, hasta alrededor de 35 MeV por segundo, hasta alrededor de 30 MeV por segundo, hasta aproximadamente 25 MeV por segundo, hasta aproximadamente 20 MeV por segundo, hasta aproximadamente 15 MeV por segundo o hasta aproximadamente 10 MeV por segundo. El acelerador puede configurarse para ajustar la energfa de las partfculas tanto de forma continua como no continua. Por ejemplo, una combinacion de la variacion continua y no continua se puede utilizar en un tratamiento de un volumen diana o en tratamientos de diferentes volumenes diana. Puede lograrse una planificacion de tratamiento flexible y un tratamiento flexible.
El acelerador de partfculas que emite un haz de partfculas que tiene una energfa variable puede proporcionar precision en el tratamiento de irradiacion y reducir el numero de dispositivos adicionales (distintos del acelerador) para el tratamiento. Por ejemplo, puede reducirse o eliminarse el uso de degradadores para cambiar la energfa de un haz de partfculas emitido. Las propiedades del haz de partfculas, tales como la intensidad, el enfoque, etc. pueden controlarse en el acelerador de partfculas y el haz de partfculas puede alcanzar el volumen diana sin alterar sustancialmente los dispositivos adicionales. La tasa relativamente alta de variacion de la energfa del haz puede reducir el tiempo de tratamiento y permitir un uso eficiente del sistema de tratamiento.
Campo magnetico variable
El acelerador, tal como el sincrociclotron 502 de la figura 2, acelera partfculas o haces de partfculas a niveles de energfa variables mediante la variacion del campo magnetico en el acelerador, lo que se puede lograr mediante la variacion de la corriente electrica aplicada a bobinas para generar el campo magnetico. Tal como se muestra en las figuras 3, 4, 5, 6, y 7, un ejemplo de sincrociclotron 1010 (502 en la figura 2) incluye un sistema magnetico 1012 que contiene una fuente de partfculas 90, un sistema de accionamiento de radiofrecuencia 91 y un sistema de extraccion de haz 38. El campo magnetico establecido por el sistema magnetico 1012 puede variar de aproximadamente 5 % a aproximadamente 35 % de un valor maximo del campo magnetico que pueden generar dos conjuntos de bobinas 40a y 40b y 42a y 42b. El campo magnetico establecido por el sistema magnetico tiene una forma adecuada para mantener el enfoque de un haz de protones contenidos utilizando una combinacion de los dos conjuntos de bobinas y un par de caras de polo ferromagnetico perfiladas 44, 46 (por ejemplo, acero bajo en carbono).
Cada conjunto de bobinas es un par dividido de bobinas anulares para recibir corriente electrica. En algunas situaciones, los dos conjuntos de bobinas son superconductores. En otras situaciones, solo un conjunto de las bobinas es superconductor y el otro conjunto es no superconductor o conductor normal (tambien se analiza mas adelante). Tambien es posible que ambos conjuntos de bobinas sean no superconductores. Materiales superconductores adecuados para su uso en las bobinas incluyen niobio-3 estano (NbaSn) y / o niobio-titanio. Otros materiales conductores normales pueden incluir cobre. Mas adelante se describen ejemplos de construcciones de conjuntos de bobinas.
Los dos conjuntos de bobinas se pueden conectar electricamente en serie o en paralelo. En algunas implementaciones, la corriente electrica total recibida por los dos conjuntos de bobinas puede incluir de aproximadamente 2 millones de amperio-vueltas a aproximadamente 10 millones de amperio-vueltas, por ejemplo, de aproximadamente 2,5 a aproximadamente 7,5 millones de amperio-vueltas o de aproximadamente 3,75 millones de amperio-vueltas a aproximadamente 5 millones de amperio-vueltas. En algunas situaciones, un conjunto de
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bobinas esta configurado para recibir una parte fija (o constante) de la corriente electrica variable total, mientras que el otro conjunto de bobinas esta configurado para recibir una parte variable de la corriente electrica total. La corriente electrica total de los dos conjuntos de bobinas vana dependiendo de la variacion de la corriente en un conjunto de bobinas. En otras situaciones, la corriente electrica aplicada a ambos conjuntos de bobinas puede variar. La corriente total variable en los dos conjuntos de bobinas puede generar un campo magnetico que tiene una magnitud variable, que a su vez vana las trayectorias de aceleracion de las partfculas y produce partfculas que tienen energfas variables.
En general, la magnitud del campo magnetico generado por la bobina o bobinas se puede adaptar a la magnitud de la corriente electrica total aplicada a la bobina o bobinas. En base a la adaptacion, en algunas implementaciones, la variacion lineal de la intensidad de campo magnetico se puede lograr cambiando linealmente la corriente total de los conjuntos de bobinas. La corriente total se puede ajustar a una tasa relativamente alta que deriva en un ajuste de tasa relativamente alta del campo magnetico y la energfa del haz.
En el ejemplo mostrado en el cuadro 1, la relacion entre valores de la corriente y el campo magnetico en el centro geometrico de los anillos de bobina es: 1990:8,7 (aproximadamente 228,7:1); 1920:8,4 (aproximadamente 228,6:1); 1760:7,9 (aproximadamente 222,8:1). En consecuencia, el ajuste de la magnitud de la corriente total aplicada a una bobina o bobinas superconductoras puede ajustar proporcionalmente (en base a la relacion) la magnitud del campo magnetico.
La adaptacion del campo magnetico a la corriente electrica total en el ejemplo del cuadro 1 se muestra tambien en el grafico de la figura 8, donde Bz es el campo magnetico a lo largo de la direccion Z; y R es la distancia radial medida desde un centro geometrico de los anillos de bobina a lo largo de una direccion perpendicular a la direccion Z. El campo magnetico tiene el valor mas alto en el centro geometrico y disminuye a medida que aumenta la distancia R. Las curvas 1035, 1037 representan el campo magnetico generado por los mismos conjuntos de bobinas que reciben una corriente electrica total diferente: 1760 amperios y 1990 amperios, respectivamente. Las energfas correspondientes de las partfculas extrafdas son 211 MeV y 25 MeV, respectivamente. Las dos curvas 1035, 1037 tienen sustancialmente la misma forma y las diferentes partes de las curvas 1035, 1037 son sustancialmente paralelas. Como resultado de ello, ya sea la curva 1035 o la curva 1037 se puede desplazar linealmente para que coincida sustancialmente con la otra curva, lo que indica que el campo magnetico se puede adaptar a la corriente electrica total aplicada a los conjuntos de bobinas.
En algunas implementaciones, la adaptacion del campo magnetico a la corriente electrica total puede no ser perfecta. Por ejemplo, la relacion entre el campo magnetico y la corriente calculada en base al ejemplo que se muestra en el cuadro 1 no es constante. Ademas, como se muestra en la figura 8, el desplazamiento lineal de una curva no puede adaptarse perfectamente a la otra curva. En algunas implementaciones, la corriente total se aplica a los conjuntos de bobinas en el supuesto de una adaptacion perfecta. El campo magnetico diana (en el supuesto de una adaptacion perfecta) puede generarse alterando adicionalmente las caractensticas, por ejemplo, la geometna de las bobinas, para contrarrestar la imperfeccion en la adaptacion. Como ejemplo, se pueden insertar o retirar varillas de hierro de una o ambas piezas de polo. Las caractensticas de las bobinas pueden alterarse a una tasa relativamente alta de modo que la tasa de ajuste de campo magnetico no se vea afectada sustancialmente en comparacion con la situacion en la que la adaptacion es perfecta y solo es necesario ajustar la corriente electrica. En el ejemplo de las varillas de hierro, las varillas pueden anadirse o retirarse en la escala de tiempo de segundos o minutos, por ejemplo, 5 minutos, 1 minuto, menos de 30 segundos, o menos de 1 segundo.
En algunas implementaciones, ajustes del acelerador, tales como la corriente aplicada a los conjuntos de bobinas, pueden elegirse en base a la adaptacion sustancial del campo magnetico a la corriente electrica total en los conjuntos de bobinas.
Generalmente, para producir la corriente total que vana dentro de una gama deseada, se puede utilizar cualquier combinacion de corriente aplicada a los dos conjuntos de bobinas. En un ejemplo, el conjunto de bobinas 42a, 42b puede estar configurado para recibir una corriente electrica fija correspondiente a un lfmite inferior de una gama deseada del campo magnetico. En el ejemplo mostrado en el cuadro 1, la corriente electrica fija es de 1760 amperios. Ademas, el conjunto de bobinas 40a, 40b se puede configurar para recibir una corriente electrica variable que tenga un lfmite superior que corresponda a una diferencia entre un lfmite superior y un lfmite inferior de la gama deseada del campo magnetico. En el ejemplo mostrado en el cuadro 1, el conjunto de bobinas 40a, 40b esta configurado para recibir corriente electrica que vane entre 0 amperios y 230 amperios.
En otro ejemplo, el conjunto de bobinas 42a, 42b puede estar configurado para recibir una corriente electrica fija correspondiente a un lfmite superior de un rango deseado del campo magnetico. En el ejemplo mostrado en el cuadro 1, la corriente fija es de 1990 amperios. Ademas, el conjunto de bobinas 40a, 40b se puede configurar para recibir una corriente electrica variable que tenga un lfmite superior que corresponda a una diferencia entre un lfmite inferior y un lfmite superior del rango deseado del campo magnetico. En el ejemplo mostrado en el cuadro 1, el conjunto de bobinas 40a, 40b esta configurado para recibir corriente electrica que vane entre -230 amperios y 0 amperios.
El campo magnetico variable total generado por la corriente total variable para acelerar las partfculas puede tener una magnitud maxima mayor de 4 Tesla, por ejemplo, mayor de 5 Tesla, mayor de 6 Tesla, mayor de 7 Tesla, mayor
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de 8 Tesla, mayor de 9 Tesla o mayor de 10 Tesla, y hasta aproximadamente 20 Tesla o superior, por ejemplo, hasta aproximadamente 18 Tesla, hasta aproximadamente 15 Tesla o hasta aproximadamente 12 Tesla. En algunas implementaciones, la variacion de la corriente total en los conjuntos de bobinas puede variar el campo magnetico de aproximadamente 0,2 Tesla a aproximadamente 4,2 Tesla o mas, por ejemplo, aproximadamente 0,2 Tesla a aproximadamente 1,4 Tesla o aproximadamente 0,6 Tesla a aproximadamente 4,2 Tesla. En algunas situaciones, la cantidad de variacion del campo magnetico puede ser proporcional a la magnitud maxima.
Ademas, a una magnitud maxima dada del campo magnetico, la intensidad del campo magnetico es generalmente una funcion de la distancia de un centro geometrico del acelerador y puede verse afectada por la eleccion de la geometna de las bobinas 40a, 40b, 42a y 42b y de la forma y el material de los polos magneticos. Un ejemplo de la variacion de intensidad de campo magnetico como una funcion de la distancia se muestra en la figura 8.
Un ejemplo de la construccion de los dos conjuntos de bobinas se describe a continuacion. Los dos conjuntos de bobinas estan centrados en un eje comun 47 y estan separados a lo largo del eje. En el ejemplo mostrado en las figuras 9 y 10, los conjuntos de bobinas estan formadas de hebras superconductoras de 0,8 mm de diametro a base de NbaSn 48 (que al principio comprenden un nucleo de niobio-estano rodeado por una cubierta de cobre) desplegadas en una geometna de conductor de cable en canal enrollado. Despues de que siete hebras individuales sean cableadas juntas, son calentadas para producir una reaccion que forme el material superconductor final (fragil) del cable. Despues de que se ha hecho reaccionar el material, los cables se sueldan en el canal de cobre (dimensiones externas 3,18 * 2,54 mm y dimensiones internas 2,08 * 2,08 mm) y se cubren con un aislamiento 52 (en este ejemplo, un material de fibra de vidrio tejida). El canal de cobre que contiene los cables 53 se enrolla despues en dos conjuntos de bobinas, teniendo cada una una seccion transversal rectangular de 8,55 cm x 19,02 cm, que tiene 26 capas y 49 vueltas por capa. Los conjuntos de bobinas enrolladas se impregnan despues al vado con un compuesto epoxi 54. Los conjuntos de bobinas acabadas se montan en una bobina de acero inoxidable anular inversa 56. Mantas termicas 55 se colocan a intervalos en las capas de los devanados para proteger el conjunto en caso de una extincion magnetica.
Los conjuntos de bobinas enrolladas se impregnan despues al vacfo con un compuesto epoxi. Cada conjunto de bobinas completo se puede cubrir despues con laminas de cobre para proporcionar conductividad termica y estabilidad mecanica y a continuacion incluir en una capa adicional de epoxi. La precompresion de los conjuntos de bobinas se puede proporcionar mediante el enfriamiento del conjunto de bobinas a una temperatura baja y montando los conjuntos de bobinas dentro de la bobina inversa. El diametro interior de la bobina inversa se elige de modo que cuando toda la masa se enfna a 4 K, la bobina inversa permanece en contacto con los conjuntos de bobinas y proporciona una cierta compresion.
La geometna de los conjuntos de bobinas se mantiene mediante el montaje de los conjuntos de bobinas en el carrete rectangular inverso 56 para ejercer una fuerza de recuperacion 60 que funcione contra la fuerza de distorsion que se produce cuando se energizan las bobinas. Como se muestra en la figura 6, la posicion de los conjuntos de bobinas se mantiene con respecto al yugo magnetico y al criostato usando un conjunto de correas de soporte calidas a fnas 402, 404, 406. El soporte de la masa fna con correas delgadas reduce la fuga de calor impartido a la masa fna por el sistema de soporte ngido. Las correas estan dispuestas para soportar la fuerza de gravedad variable sobre los conjuntos de bobinas a medida que el iman gira alojado en el portico. Estas soportan los efectos combinados de la gravedad y de la gran fuerza de descentrado realizada por los conjuntos de bobinas cuando son desestabilizados desde una posicion perfectamente simetrica con respecto al yugo magnetico. Ademas, las conexiones actuan para reducir las fuerzas dinamicas impartidas en los conjuntos de bobinas a medida que el portico se acelera y desacelera cuando se cambia su posicion. Cada soporte calido a fno incluye una conexion de fibra de vidrio S2 y una conexion de fibra de carbono. La conexion de fibra de carbono es soportada a traves de pasadores entre el yugo calido y una temperatura intermedia (50-70 K), y la conexion de fibra de vidrio S2 408 es soportada a traves del pasador de temperatura intermedia y un pasador fijado a la masa fna. Cada conexion mide 5 cm de largo (centro de pasador a centro de pasador) por 17 mm de ancho. El espesor de conexion es de 9 mm. Cada pasador esta hecho de acero inoxidable de alta resistencia y mide 40 mm de diametro.
Las principales bobinas superconductoras se mantienen a temperaturas cercanas al cero absoluto (por ejemplo, de alrededor de 4 grados Kelvin) encerrando el conjunto de bobinas (las bobinas y la estructura de soporte) en el interior de una camara criostatica de acero inoxidable o aluminio anular evacuada que proporciona al menos algo de espacio libre alrededor de la estructura de bobina. En algunas implementaciones, la temperatura cercana el cero absoluto se logra y se mantiene usando un canal de enfriamiento (no mostrado) que contiene helio lfquido, que se forma dentro de la estructura de soporte y que contiene una conexion termica entre el helio lfquido en el canal y la bobina superconductora correspondiente. Un ejemplo de un sistema de enfriamiento de helio lfquido del tipo descrito anteriormente, y que se pueden utilizar, se describe en la solicitud de patente US 13/148.000 (de Begg et al.).
Como ejemplo, los conjuntos de bobinas se mantienen a temperaturas cercanas al cero absoluto (por ejemplo, de alrededor de 4 grados Kelvin) encerrando el conjunto de bobinas (las bobinas y el carrete) en el interior de una camara criostatica de acero inoxidable o aluminio anular evacuada 70 que proporciona un espacio libre alrededor de la estructura de bobina, excepto en un conjunto limitado de puntos de soporte 71, 73.
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En algunas implementaciones, la temperatura cercana al cero absoluto se alcanza y se mantiene utilizando un criorenfriador de Gifford-McMahon de una sola etapa y tres criorenfriadores de Gifford McMahon de dos etapas. Cada criorenfriador de dos etapas tiene un extremo fno de segunda etapa fijado a un condensador que recondensa vapor de helio en helio lfquido. A las cabezas de criorenfriador se les suministra helio comprimido desde un compresor. El crioenfriador de Gifford-McMahon de una sola etapa, esta dispuesto para enfriar cables a temperatura alta (por ejemplo, 50-70 grados Kelvin) que alimentan corriente a los devanados superconductores.
En algunas implementaciones, la temperatura cercana al cero absoluto se consigue y se mantiene usando dos crioenfriadores de Gifford-McMahon 72, 74 que estan dispuestos en diferentes posiciones en el conjunto de bobinas. Cada criorenfriador tiene un extremo fno 76 en contacto con el conjunto de bobinas. A las cabezas de criorenfriador 78 se les suministra helio comprimido desde un compresor 80. Otros dos crioenfriadores de Gifford-McMahon 77, 79 estan dispuestos para enfriar cables a temperatura alta (por ejemplo, 60-80 grados Kelvin) que alimentan corriente a los devanados superconductores.
El conjunto de bobinas y la camara criostatica se montan dentro de y completamente cerrados por dos mitades 81, 83 de un yugo magnetico en forma de pastillero 82. En este ejemplo, el diametro interior del conjunto de bobinas es de unos 74,6 cm. El yugo de hierro 82 proporciona una trayectoria para el flujo de campo magnetico de retorno 84 y protege magneticamente el volumen 86 entre las caras de polo 44, 46 para evitar que influencias magneticas externas perturben la forma del campo magnetico dentro de ese volumen. El yugo tambien sirve para disminuir el campo magnetico de dispersion en el entorno del acelerador.
Aunque se muestran dos conjuntos de bobinas, el acelerador puede incluir alternativamente un conjunto de bobinas o mas de dos conjuntos de bobinas. En la situacion en la que solo se utiliza un conjunto de bobinas, el conjunto de bobinas esta configurado para recibir una corriente electrica variable para variar el campo magnetico. En las situaciones en las que se utilizan mas de dos conjuntos de bobinas, uno o mas de los conjuntos de bobinas estan configurados para recibir una corriente electrica variable para variar el campo magnetico.
Uno, dos, o mas conjuntos de bobinas pueden construirse de manera similar a las construcciones mostradas en las figuras 9 y 10. Aunque se describe que los dos conjuntos de bobinas tienen el mismo radio y construccion (por ejemplo, numero de capas y vueltas, materiales, etc.), pueden tener diferentes caractensticas. En algunas implementaciones, los diferentes conjuntos de bobinas se construyen en base a la necesidad de recibir corriente electrica diferente.
Ademas de ser variable, el campo magnetico en el acelerador tiene que tener ciertas propiedades para mantener el haz de partmulas dentro de la camara a medida que acelera. El mdice de campo magnetico n, que se muestra a continuacion,
n = - (r/B) dB/dr,
debe mantenerse positivo para mantener este enfoque "debil". Aqrn r es el radio del haz y B es el campo magnetico. Ademas, el mdice de campo debe mantenerse por debajo de 0,2, ya que en este valor la periodicidad de las oscilaciones radiales y las oscilaciones verticales del haz coinciden en una resonancia vr = 2 vz. Las frecuencias betatron se definen mediante vr = (1-n) A y vz = n1/2. Los polos son ferromagneticos y las caras de polo ferromagnetico estan disenadas para dar forma al campo magnetico generado por las bobinas, de modo que el mdice de campo n se mantiene positivo y con un diametro menor inferior a 0,2 compatible con un haz de 250 MeV en el campo magnetico dado.
El enfoque debil del mdice de campo magnetico puede facilitar la variacion de la energfa del haz de partmulas en base a la variacion del campo magnetico. A medida que se cambia el campo magnetico, de forma continua o en etapas, cambiando la corriente electrica total aplicada a los conjuntos de bobinas, el enfoque axial del campo magnetico se cambia en consecuencia. En algunas implementaciones, se pueden utilizar imanes de direccion (no se muestran) para dirigir el campo magnetico para corregir los posibles errores de puntena causados por la variacion del campo.
Los campos magneticos de dispersion que salen del acelerador estan limitados tanto por el yugo magnetico 46a, 46b (que tambien sirve de blindaje) como por el blindaje magnetico independiente adicional (no se muestra).
En algunas implementaciones, el yugo de retorno y el blindaje pueden ser reemplazados por, o aumentados mediante, un sistema de retorno activo. Un ejemplo de sistema de retorno activo incluye una o mas bobinas de retorno activo que conducen corriente en una direccion opuesta a la corriente que pasa a traves de las principales bobinas superconductoras. En algunas implementaciones ejemplares, hay una bobina de retorno activo para cada bobina superconductora, por ejemplo, dos bobinas de retorno activo, una para cada bobina superconductora (denominada bobina "principal"). Cada bobina de retorno activo tambien puede ser una bobina superconductora que rodee el exterior de una bobina superconductora principal correspondiente.
La corriente pasa a traves de las bobinas de retorno activo en una direccion que es opuesta a la direccion de la corriente que pasa a traves de las bobinas principales. La corriente que pasa a traves de las bobinas de retorno activo genera de ese modo un campo magnetico que es de polaridad opuesta al campo magnetico generado por las
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bobinas principales. Como resultado de ello, el campo magnetico generado por una bobina de retorno activo puede disipar al menos parte del campo magnetico de dispersion relativamente fuerte que resulta de la bobina principal correspondiente. En algunas implementaciones, cada retorno activo puede ser utilizado para generar un campo magnetico de entre 2,5 T y 12 T o mas. Un ejemplo de un sistema de retorno activo que puede usarse se describe en la solicitud de patente US 13/907.601, presentada el 31 de mayo de 2013, cuyo contenido se incorpora en el presente documento como referencia.
Tal como se muestra en las figuras 4 y 11, el sincrociclotron incluye una fuente de partfculas 90 con una geometna de medidor de iones de Penning situada cerca del centro geometrico 92 de la estructura magnetica 82. La fuente de partmulas puede ser como se describe a continuacion, o la fuente de partfculas puede ser del tipo descrito en la solicitud de patente US 11/948.662 incorporada en el presente documento como referencia.
La fuente de partfculas 90 es alimentada desde un alimentador 99 de hidrogeno a traves de una lmea de gas 101 y un tubo 194 que suministra hidrogeno gaseoso. Unos cables electricos 94 llevan corriente electrica desde una fuente de corriente 95 para estimular la descarga de electrones desde catodos 192, 190 que estan alineados con el campo magnetico 200.
En este ejemplo, los electrones descargados ionizan el gas que sale a traves de un pequeno agujero del tubo 194 para crear un suministro de iones positivos (protones) para su aceleracion mediante una placa de radiofrecuencia semicircular (en forma de de) 100 que se extiende la mitad del espacio encerrado por la estructura magnetica, y una placa de ficticia 102. En el caso de una fuente de partmulas interrumpidas (un ejemplo de la cual se describe en la solicitud de patente US 11/948.662), todo (o una parte sustancial) el tubo que contiene el plasma se retira en la region de aceleracion, lo que permite que los iones se aceleren mas rapidamente en un campo magnetico relativamente alto.
Gamas de frecuencia RF
Tal como se muestra en la figura 12, la placa de 100 es una estructura metalica hueca que tiene dos superficies semicirculares 103, 105 que encierran un espacio 107 en el que los protones se aceleran durante la mitad de su rotacion alrededor del espacio encerrado por la estructura magnetica. Un conducto 109 que se abre al espacio 107 se extiende a traves del yugo hasta un emplazamiento externo en el que se puede fijar una bomba de vado 111 para evacuar el espacio 107 y el resto del espacio dentro de una camara de vacm 119 en la que tiene lugar la aceleracion. El elemento ficticio 102 comprende un anillo metalico rectangular que esta separado y cerca del borde expuesto de la placa de. La de ficticia tiene como base la camara de vacfo y el yugo magnetico. La placa de 100 es accionada por una senal de radiofrecuencia que se aplica al final de una lmea de transmision de radiofrecuencia para impartir un campo electrico en el espacio 107. El campo electrico de radiofrecuencia se hace variar en el tiempo a medida que el haz de partmulas aceleradas aumenta de distancia desde el centro geometrico. Ejemplos de generadores de forma de onda de radiofrecuencia que son utiles para este proposito se describen en la solicitud de patente US 11/187,633, titulada "Programmable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron", presentada el 21 de julio de 2005, y en la solicitud provisional US 60/590.089, con el mismo tttulo, presentada el 21 de julio de 2004, ambas incorporadas en el presente documento como referencia. El campo electrico de radiofrecuencia puede controlarse en el modo descrito en la solicitud de patente US 11/948.359, titulada "Matching A Resonant Frequency Of A Resonant Cavity To A Frequency Of An Input Voltage", cuyo contenido se incorpora en el presente documento como referencia.
Para el haz que emerge de la fuente de partmulas situada en el centro para despejar la estructura de fuente de partmulas a medida que empieza a girar hacia fuera, se requiere una gran diferencia de tension a traves de las placas de radiofrecuencia. En algunas versiones pueden aplicarse de 5.000 a 20.000 voltios a traves de las placas de radiofrecuencia. Para reducir la potencia necesaria para accionar esta gran tension, la estructura magnetica esta dispuesta para reducir la capacitancia entre las placas de radiofrecuencia y la masa. Esto se hace creando espacio suficiente desde las estructuras de radiofrecuencia a traves del yugo externo y del alojamiento de criostato y creando suficiente espacio entre las caras de polo magnetico.
El potencial alterno de alta tension que acciona la placa de tiene una frecuencia que es barrida hacia abajo durante el ciclo de aceleracion para justificar el aumento de masa relativista de los protones y el descenso del campo magnetico. Se puede hacer un barrido de la tension sobre una gama de frecuencias en ciclos, y cada ciclo puede corresponder al ciclo de aceleracion de las partmulas en el acelerador. En algunas implementaciones, el acelerador es un sincrociclotron y los haces de partmulas emitidos desde el acelerador tienen forma de racimos de partmulas pulsadas. Cada racimo de partmulas puede ser acelerado dentro de un ciclo de aceleracion y el ciclo de barrido de RF puede ser el mismo que el ciclo en el que se producen o extraen los racimos de partmulas.
La de ficticia no requiere una estructura semicilmdrica hueca ya que esta al potencial de tierra junto con las paredes de camara de vacfo. Se podnan usar otras disposiciones de placa, tales como mas de un par de electrodos de aceleracion accionados con diferentes etapas electricas o multiplos de la frecuencia fundamental. La estructura RF se puede sintonizar para mantener la coincidencia de resonancia correcta durante el barrido de frecuencia requerido utilizando, por ejemplo, un condensador giratorio que tenga cuchillas giratorias y fijas de engranaje. Durante cada engranaje de las cuchillas, la capacitancia aumenta, disminuyendo asf la frecuencia de resonancia de la estructura
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RF. Las cuchillas se pueden conformar para crear un barrido de frecuencia preciso requerido. Un racimo de partfculas se acelera durante cada engranaje de las cuchillas del condensador giratorio.
La gama de frecuencias RF en la que la alta tension en la placa de 100 barre esta relacionada con la energfa de haz y diferentes energfas de haz corresponden a diferentes gamas RF. En consecuencia, a medida que la energfa de haz vana en el acelerador, cambia la gama RF correspondiente sobre la que la tension barre en ciclos. Se pueden seleccionar diferentes gamas de frecuencias RF en base a las gamas de energfa de haz. En algunas implementaciones, para adaptar las gamas de la variacion de energfa, la gama de frecuencias RF tiene un lfmite inferior que vana entre aproximadamente 40 MHz y aproximadamente 250 MHz y un lfmite superior que vana entre aproximadamente 56 MHz y aproximadamente 340 MHz. Por ejemplo, el lfmite inferior puede variar entre aproximadamente 73 MHz y aproximadamente 150 MHz y el lfmite superior puede variar entre aproximadamente 131 MHz y aproximadamente 196 MHz. En el ejemplo mostrado en el cuadro 1, la gama de frecuencias RF es de 99 MHz a 132 MHz para una energfa de haz de 250 MeV, de 97 MHz a 128 MHz para una energfa de haz de 235 MeV y de 93 MHz a 120 MHz para una energfa de haz de 211 MeV.
La figura 13 muestra una estructura RF ejemplar para hacer un barrido de la tension en la placa de 100 sobre una gama de frecuencias RF para cada nivel de energfa del haz de partfculas y para variar la gama de frecuencias cuando se vana la energfa de haz de partfculas. Las superficies semicirculares 103, 105 de la placa de 100 estan conectadas a un conductor interno 1300 y alojadas en un conductor externo 1302. La alta tension se aplica a la placa de 100 desde una fuente de alimentacion (no mostrada, por ejemplo, una entrada de tension oscilante) a traves de un dispositivo de acoplamiento de potencia 1304 que acopla la fuente de alimentacion al conductor interno. En algunas implementaciones, el dispositivo de acoplamiento 1304 esta situado en el conductor interno 1300 para proporcionar transferencia de potencia desde la fuente de alimentacion a la placa de 100. Ademas, la placa de 100 esta acoplada a elementos reactivos variables 1306, 1308 para realizar el barrido de frecuencias RF para cada nivel de energfa de partfcula y para cambiar la gama de frecuencias RF para diferentes niveles de energfa de partfcula.
En particular, el elemento reactivo variable 1306 puede ser un condensador giratorio que tenga multiples cuchillas 1310 giratorias gracias a un motor (no mostrado). Al engranarse o desengranarse las cuchillas 1310 durante cada ciclo de barrido RF, cambia la capacitancia de la estructura RF, que a su vez cambia la frecuencia de resonancia de la estructura RF. En algunas implementaciones, durante cada cuarto de ciclo del motor, las cuchillas 1310 engranan entre sf. La capacitancia de la estructura RF aumenta y la frecuencia de resonancia disminuye. El proceso se invierte cuando las cuchillas 1310 se desengranan. Como resultado de ello, la potencia requerida para generar la alta tension aplicada a la placa de 103 y necesaria para acelerar el haz puede ser reducida un factor grande. En algunas implementaciones, la forma de las cuchillas 1310 se mecaniza para formar la dependencia requerida de la frecuencia de resonancia puntualmente.
La rotacion de las cuchillas puede sincronizarse con la generacion de frecuencia RF. Al variar el factor Q de la cavidad RF, la frecuencia de resonancia de la estructura RF se mantiene proxima a la frecuencia del potencial de tension alterno aplicado a la placa de 103 (la de ficticia esta conectada a tierra y no se muestra en la figura 13).
El elemento reactivo variable 1308 puede ser un condensador formado por una placa 1312 y una superficie 1316 del conductor interno 1300. La placa 1312 se puede mover a lo largo de una direccion 1314 hacia o en direccion opuesta a la superficie 1316. La capacitancia del condensador cambia a medida que cambia la distancia D entre la placa 1312 y la superficie 1316. Para cada gama de frecuencias en la que se va a realizar un barrido para una energfa de partfcula, la distancia D esta en un valor establecido, y para cambiar la gama de frecuencias, la placa 1312 se mueve en correspondencia con el cambio de la energfa del haz emitido.
En algunas implementaciones, los conductores interno y externo 1300, 1302 estan formados de un material metalico, tal como cobre, aluminio o plata. Las cuchillas 1310 y la placa 1312 tambien pueden estar formadas de los mismos materiales metalicos que los conductores 1300, 1302 o diferentes. El dispositivo de acoplamiento 1304 puede ser un conductor electrico. Los elementos reactivos variables 1306, 1308 pueden tener otras formas y pueden acoplarse a la placa de 100 de otras maneras para realizar el barrido de frecuencia RF y alterar la gama de frecuencias. En algunas implementaciones, se puede configurar un solo elemento reactivo variable para realizar las funciones de ambos elementos reactivos variables 1306, 1308. En otras implementaciones, pueden usarse mas de dos elementos reactivos variables.
Aceleracion y extraccion de haz
La camara de vacfo 119 en la que tiene lugar la aceleracion es un recipiente generalmente cilmdrico. La camara de vacfo encierra las placas RF y la fuente de partfculas y es evacuada por la bomba de vacfo 111. El mantenimiento de un alto vacfo asegura que los iones de aceleracion no se pierdan en las colisiones con moleculas de gas y permite mantener la tension RF en un nivel mas alto sin arcos electricos.
Los protones atraviesan una trayectoria orbital generalmente espiral que comienza en la fuente de partfculas. En la mitad de cada bucle de la trayectoria espiral, los protones ganan energfa a medida que pasan a traves del campo electrico RF en el espacio 107. A medida que los iones ganan energfa, el radio de la orbita central de cada bucle sucesivo de su recorrido espiral es mayor que el bucle anterior hasta que el radio de bucle alcance el radio maximo de la cara de polo. En ese lugar, una perturbacion de campo magnetico y electrico dirige iones hacia una zona en la
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que el campo magnetico disminuye rapidamente y los iones salen de la zona del campo magnetico alto y son dirigidos a traves de un tubo evacuado 38, denominado en este documento canal de extraccion, para salir del yugo del ciclotron. Se puede usar un regenerador magnetico para cambiar la perturbacion del campo magnetico para dirigir los iones. Los iones que salen del ciclotron tienden a dispersarse a medida que entran en la zona de campo magnetico marcadamente disminuida que existe en la sala alrededor del ciclotron. Los elementos de conformacion de haz 107, 109 en el canal de extraccion 38 redirigen los iones de modo que permanezcan en un haz recto de extension espacial limitada.
Cuando el haz sale del canal de extraccion, pasa a traves de un sistema de formacion de haz 125 (figura 6) que se puede controlar de forma programable para crear una combinacion deseada de angulo de dispersion y modulacion de rango para el haz. Ejemplos de sistemas de formacion de haz utiles para este fin se describen en la solicitud de patente US 10/949.734, titulada "A Programmable Particle Scatterer for Radiation Therapy Beam Formation", presentada el 24 de septiembre de 2004, y la solicitud provisional US 60/590.088, presentada el 21 de julio de 2005, ambas incorporadas en el presente documento como referencia. El sistema de formacion de haz 125 puede usarse junto con un portico interior 601, que se describe mas adelante, para dirigir un haz al paciente. El sistema de formacion de haz 125 tambien puede ser un sistema de escaneo.
Durante el funcionamiento, las placas de absorben energfa del campo de radiofrecuencia aplicado como resultado de la resistencia conductora a lo largo de las superficies de las placas. Esta energfa aparece como calor y se retira de las placas usando lmeas de enfriamiento por agua 108 que liberan el calor en un intercambiador de calor 113 (figura 4).
Los campos magneticos de dispersion que salen del ciclotron estan limitados tanto por el yugo magnetico en forma de pastillero (que tambien sirve como blindaje) como por un blindaje magnetico independiente 114. El blindaje magnetico independiente incluye una capa 117 de material ferromagnetico (por ejemplo, acero o hierro) que encierra el yugo en forma de pastillero, separado un espacio 116. Esta configuracion que incluye un emparedado de un yugo, un espacio y un blindaje consigue un blindaje adecuado para un campo magnetico de fuga dado con un peso menor.
Como ya se ha mencionado, el portico permite que el sincrociclotron sea girado alrededor del eje de rotacion horizontal 532. La estructura de armadura 516 tiene dos tramos 580, 582 generalmente paralelos. El sincrociclotron esta soportado entre los tramos aproximadamente a mitad de camino entre las patas. El portico esta equilibrado para girar alrededor de los cojinetes utilizando contrapesos 122, 124 montados en extremos de las patas opuestas a la armadura.
El portico es accionado para girar gracias a un motor electrico montado en una o ambas patas del portico y esta conectado a los alojamientos de cojinete mediante engranajes de accionamiento. La posicion de rotacion del portico se obtiene a partir de senales proporcionadas por codificadores de angulo de eje incorporados en los motores de accionamiento de portico y los engranajes de accionamiento.
En el lugar en el que el haz de iones sale del ciclotron, el sistema de formacion de haz 125 actua sobre el haz de iones para proporcionarle propiedades adecuadas para el tratamiento del paciente. Por ejemplo, el haz puede extenderse y su profundidad de penetracion puede variarse para proporcionar una radiacion uniforme a traves de un volumen diana dado. El sistema de formacion de haz puede incluir elementos de dispersion pasiva, asf como elementos de escaneo activo.
Tal como se muestra en las figuras 2, 14 y 15, los cojinetes de portico estan soportados por las paredes de una boveda de ciclotron 524. El portico permite que el ciclotron oscile en una gama 520 de 180 grados (o mas) incluyendo posiciones por encima, al lado y por debajo del paciente. La boveda es lo suficientemente alta como para despejar el portico en los extremos superior e inferior de su movimiento. Un laberinto 146 flanqueado por paredes 148, 150 proporciona una ruta de entrada y salida para terapeutas y pacientes. Debido a que al menos una pared 152 no esta nunca en lmea con el haz de protones directamente desde el ciclotron, puede hacerse relativamente delgada y seguir todavfa realizando su funcion de blindaje. Las otras tres paredes laterales 154, 156, 150/148 de la sala, que pueden necesitar estar mas blindadas, pueden ser enterradas dentro de una colina de tierra (no mostrada). El espesor requerido de las paredes 154, 156 y 158 puede reducirse ya que la propia tierra puede proporcionar parte del blindaje necesario.
Refiriendonos a las figuras 15 y 16, por razones de seguridad y de estetica, se puede construir una sala de terapia 160 dentro de la boveda. La sala de terapia esta en voladizo desde las paredes 154, 156, 150 y la base 162 de la sala de contencion en el espacio entre las patas del portico en un modo que despeja el portico oscilante y tambien maximiza la extension del espacio de suelo 164 de la sala de terapia. El mantenimiento periodico del acelerador puede realizarse en el espacio por debajo del suelo elevado. Cuando el acelerador es girado a la posicion hacia la posicion inferior en el portico, es posible acceder completamente al acelerador en un espacio separado de la zona de tratamiento. Fuentes de alimentacion, equipos de enfriamiento, bombas de vacfo y otros equipos de soporte se pueden colocar debajo del suelo elevado en este espacio separado. Dentro de la sala de tratamiento, el soporte de paciente 170 puede montarse de diferentes maneras que permitan que el soporte sea elevado y bajado y que el paciente sea girado y movido a diferentes posiciones y orientaciones.
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En el sistema 602 de la figura 17, un acelerador de partfculas de produccion de haz, en este caso el sincrociclotron 604, esta montado sobre el portico giratorio 605. El portico giratorio 605 es del tipo descrito aqm, y puede girar angularmente alrededor del soporte de paciente 606. Esta caractenstica permite que el sincrociclotron 604 proporcione un haz de partfculas directamente al paciente desde varios angulos. Por ejemplo, como en la figura 17, si el sincrociclotron 604 esta por encima del soporte de paciente 606, el haz de partfculas puede dirigirse hacia abajo, hacia el paciente. Alternativamente, si el sincrociclotron 604 esta por debajo del soporte de paciente 606, el haz de partfculas puede dirigirse hacia arriba, hacia el paciente. El haz de partfculas se aplica directamente al paciente en el sentido de que no se requiere un mecanismo de encaminamiento de haz intermedio. Un mecanismo de encaminamiento, en este contexto, es diferente de un mecanismo de conformacion o dimensionamiento en que un mecanismo de conformacion o dimensionamiento no reencamina el haz, sino que mas bien dimensiona y / o conforma el haz manteniendo la misma trayectoria general del haz.
Todos los sistemas activos del acelerador, tales como un sincrociclotron (por ejemplo, las bobinas superconductoras accionadas por corriente, las placas accionadas por RF, las bombas de vado para la camara de aceleracion de vado y para la camara de enfriamiento de bobina superconductora, la fuente de partfculas accionada por corriente, la fuente de gas de hidrogeno y los enfriadores de placa de RF), son controlados con electronica de control adecuada (no mostrada), que puede incluir, por ejemplo, uno o mas ordenadores programados con programas adecuados para efectuar el control.
El control del portico, del soporte de paciente, de los elementos de conformacion de haz activo y del acelerador para realizar una sesion de terapia se consigue mediante una electronica de control de terapia adecuada (no mostrada).
El sistema de radioterapia descrito en este ejemplo se utiliza para terapia de radiacion de protones, aunque pueden aplicarse los mismos principios y detalles en sistemas analogos para su uso en sistemas de tratamiento de iones pesados (ion).
La fuente de partfculas puede ser del tipo descrito en la solicitud de patente US 11/948.662. Ejemplos de generadores de forma de onda de radiofrecuencia que son utiles para este proposito se describen en la solicitud de patente US 11/187. 633, titulada " A Programmable Radio Frequency Waveform Generator for a Synchrocyclotron", presentada el 21 de julio de 2005, y en la solicitud provisional Us 60/590.089, con el mismo tttulo, presentada el 21 de julio de 2004. El campo electrico de radiofrecuencia puede controlarse en el modo descrito en la solicitud de patente US 11/948.359, titulada " Matching A Resonant Frequency Of A Resonant Cavity To A Frequency Of An Input Voltage".
Se pueden encontrar mas detalles referentes al sistema anterior en el documento de patente US 7.728.311, presentado el 16 de noviembre de 2006 y titulado " Charged Particle Radiation Therapy", y en la solicitud de patente US 12/275.103, presentada el 20 de noviembre de 2008 y titulada "Inner Gantry".
Dos o mas de las implementaciones anteriores pueden usarse en una combinacion adecuada en un acelerador de partfculas adecuado (por ejemplo, un sincrociclotron). Del mismo modo, las caractensticas individuales de cualquiera de dos de las implementaciones anteriores pueden usarse en una combinacion adecuada. Las subsecciones y sus respectivos tttulos se utilizan para facilitar la lectura y la comprension de la descripcion. Los tttulos de las subsecciones no cubren ni limitan la interpretacion de los contenidos de las respectivas subsecciones. Los contenidos de las subsecciones no son individuales o independientes entre sf. En su lugar, se pueden hacer cualesquiera combinaciones adecuadas de caractensticas de diferentes subsecciones.
Los elementos de implementaciones diferentes descritos aqm pueden combinarse para formar otras implementaciones no espedficas explicadas anteriormente. Los elementos pueden quedar fuera de los procesos, sistemas, aparatos, etc., descritos aqm sin afectar de manera adversa a su funcionamiento. Varios elementos individuales pueden combinarse en uno o mas elementos individuales para realizar las funciones descritas en el presente documento.
Las implementaciones ejemplares descritas en el presente documento no estan limitadas a su uso con un sistema de terapia de partfculas o a su uso con los sistemas de terapia de partfculas ejemplares descritos en el presente documento. Mas bien, las implementaciones ejemplares se pueden usar en cualquier sistema adecuado que dirige partfculas aceleradas a una salida.
Otra informacion relativa al diseno del acelerador de partfculas descrito en el presente documento se puede encontrar en la solicitud provisional US 60/760.788, titulada "High-Field Superconducting Sincrociclotron" presentada el 20 de enero de 2006; la solicitud de patente US 11/463.402, titulada " Magnet Structure For Particle Acceleration" presentada el 9 de agosto de 2006; y la solicitud provisional US 60/850.565, titulada "Cryogenic Vacuum Break Pneumatic Thermal Coupler" presentada el 10 de octubre de 2006.
Las siguientes solicitudes, que fueron presentadas el 28 de septiembre de 2012.
Cualquier caractenstica de la solicitud objeto puede combinarse con una o mas caractensticas adecuadas de las siguientes: la solicitud provisional US titulada "CONTROLLING INTENSITY OF A PARTICLE BEAM" (Solicitud 61/707.466), la solicitud provisional US titulada " ADJUSTING ENERGY OF A PARTICLE BEAM" (Solicitud
61/707.515), la solicitud provisional US titulada "ADJUSTING COIL POSITION" (Solicitud 61/707.548), la solicitud provisional US titulada "FOCUSING A PARTICLE BEAM USING MAGNETIC FIELD FLUTTER (Solicitud 61/707,572), la solicitud provisional titulada “MAGNETIC FIELD REGENERATOR” (solicitud 61/707.590), la solicitud provisional US titulada "FOCUSING A PARTICLE BEAM" (solicitud 61/707.704), la solicitud provisional US titulada 5 "CONTROLLING PARTICLE THERAPY" (Solicitud 61/707.624) y la solicitud provisional US titulada "CONTROL SYSTEM FOR A PARTICLE ACCELERATOR" (solicitud 61/707.645), la patente US 7.728.311, concedida el 1 de junio de 2010, la solicitud de patente US 11/948.359 que fue presentada el 30 de noviembre de 2007, la solicitud de patente US 12/ 275.103 que fue presentada el 20 de noviembre de 2008, la solicitud de patente US 11/948.662 que fue presentada el 30 de noviembre de 2007, la solicitud provisional US 60/991.454 que fue presentada el 30 de 10 noviembre de 2007, la patente US 8.003.964 que fue concedida el 23 de agosto de 2011, la patente US 7.208.748, que fue concedida el 24 de abril de 2007, la patente US 7.402.963, que fue concedida el 22 de julio de 2008, la solicitud de patente US 13/148.000 presentada el 9 de febrero de 2010 y la solicitud de patente US 11/ 937.573 presentada el 9 de noviembre de 2007.

Claims (13)

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    REIVINDICACIONES
    1. Sincrociclotron que comprende: una fuente de partfculas (90);
    una bobina para recibir una corriente electrica que tiene un valor de entre multiples valores y para generar un campo magnetico correspondiente a la corriente electrica;
    al menos una pieza de polo magnetico que define una cavidad en la que se aceleran partfculas procedentes de la fuente de partfculas (90), comprendiendo la al menos una pieza de polo magnetico material ferromagnetico;
    una fuente de tension para proporcionar una tension de radiofrecuencia (RF) a la cavidad para acelerar partfculas procedentes de la fuente de partfculas, estando la fuente de tension configurada para hacer un barrido de la tension RF sobre una gama de frecuencias en un ciclo;
    el campo magnetico para hacer que las partfculas se muevan orbitalmente dentro de la cavidad con una energfa que corresponda a la corriente electrica, siendo el campo magnetico de al menos 4 Tesla; y
    un canal de extraccion (38) para recibir las partfculas y para emitir las partfculas recibidas desde la cavidad, teniendo las partfculas que son emitidas desde la cavidad una energfa que corresponde a la corriente electrica;
    en el que la energfa de las partfculas que son emitidas desde la cavidad es variable en una gama comprendida entre aproximadamente 100 MeV y aproximadamente 300 MeV;
    caracterizado por que el sincronociclotron esta configurado para permitir el ajuste de la corriente electrica a un valor de entre multiples valores, correspondiendo cada valor de los multiples valores a una energfa diferente a la que las partfculas son emitidas desde la cavidad;
    en el que la fuente de tension esta configurada para hacer un barrido de la tension RF sobre diferentes gamas de frecuencias, correspondiendo cada gama de frecuencias diferente a la energfa diferente a la que son emitidas las partfculas desde la cavidad.
  2. 2. Sincrociclotron segun la reivindicacion 1, en el que el campo magnetico puede ademas ajustarse de manera correspondiente a la corriente electrica alterando una geometna de la bobina o introduciendo o retirando varillas de hierro de la al menos una pieza de polo magnetico.
  3. 3. Sincrociclotron segun la reivindicacion 1 o 2, en el que la corriente electrica comprende una parte fija y una parte variable, y la parte variable de la corriente electrica es variable dentro de una gama para hacer que el campo magnetico en un radio de extraccion del sincrociclotron cambie entre aproximadamente 5 % y 35 % de un valor maximo en el radio de extraccion.
  4. 4. Sincrociclotron segun la reivindicacion 3, en el que el campo magnetico en el radio de extraccion puede cambiarse entre aproximadamente 0,2 Tesla y aproximadamente 1,4 Tesla.
  5. 5. Sincrociclotron segun la reivindicacion 3, en el que el campo magnetico en el radio de extraccion se puede cambiar entre aproximadamente 0,6 y aproximadamente 4,2 Tesla.
  6. 6. Sincrociclotron segun la reivindicacion 1 o 2, en el que la bobina comprende un primer conjunto de bobinas y un segundo conjunto de bobinas, estando configurado el primer conjunto para recibir una parte fija de la corriente electrica y estando configurado el segundo conjunto para recibir una parte variable de la corriente electrica.
  7. 7. Sincrociclotron segun la reivindicacion 1, en el que la bobina comprende uno o mas conjuntos de bobinas, y al menos un conjunto de bobinas es superconductor y comprende entre 2 y 10 millones de amperio-vueltas.
  8. 8. Sincrociclotron segun la reivindicacion 6, en el que el campo magnetico tiene una magnitud que tiene una gama de aproximadamente 4 Tesla a aproximadamente 20 Tesla.
  9. 9. Sincrociclotron segun la reivindicacion 1, en el que la energfa de las partfculas que son emitidas desde la cavidad es variable de manera continua entre aproximadamente 115 MeV y aproximadamente 250 MeV.
  10. 10. Sincrociclotron segun la reivindicacion 9, en el que la energfa de las partfculas que son emitidas desde la cavidad es variable a una velocidad de hasta 20 MeV por segundo.
  11. 11. Sincrociclotron segun la reivindicacion 1, en el que cada gama de frecuencias comprende un lfmite inferior y un lfmite superior, y en el que el lfmite inferior esta dentro de una gama de aproximadamente 40 MHz a aproximadamente 250 MHz, y el lfmite superior esta dentro de una gama de aproximadamente 56 MHz a aproximadamente 340 MHz.
  12. 12. Sincrociclotron segun la reivindicacion 11, que comprende ademas uno o mas elementos reactivos acoplados a la fuente de tension para hacer un barrido de la tension RF sobre una gama de frecuencias;
    17
    en el que el uno o mas elementos reactivos comprenden un condensador variable o un inductor variable.
  13. 13. Sincrociclotron segun la reivindicacion 12, en el que el uno o mas elementos reactivos estan configurados para seleccionar la gama de frecuencias para una ene^a correspondiente en la que las partfculas son emitidas desde la cavidad.
    5 14. Sistema de terapia de protones que comprende:
    el sincrociclotron (502) de la reivindicacion 1; y
    un portico (504) sobre el que esta montado el sincrociclotron (502), siendo el portico giratorio con respecto a una posicion de paciente;
    en el que las partfculas son protones y el sistema de terapia de protones esta configurado para emitir los protones 10 emitidos esencialmente directamente desde el sincrociclotron (502) a la posicion de paciente.
ES14171707.4T 2013-06-12 2014-06-10 Sincrociclotrón que produce partículas cargadas que tienen energías variables Active ES2625350T3 (es)

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ES2625350T3 true ES2625350T3 (es) 2017-07-19

Family

ID=50884797

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES14171707.4T Active ES2625350T3 (es) 2013-06-12 2014-06-10 Sincrociclotrón que produce partículas cargadas que tienen energías variables

Country Status (5)

Country Link
US (1) US9730308B2 (es)
EP (1) EP2814304B1 (es)
JP (1) JP6054336B2 (es)
CN (1) CN104244562B (es)
ES (1) ES2625350T3 (es)

Families Citing this family (47)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101061759B (zh) 2004-07-21 2011-05-25 斯蒂尔瑞弗系统有限公司 用于同步回旋加速器的可编程的射频波形发生器
EP2389983B1 (en) * 2005-11-18 2016-05-25 Mevion Medical Systems, Inc. Charged particle radiation therapy
JP2014038738A (ja) * 2012-08-13 2014-02-27 Sumitomo Heavy Ind Ltd サイクロトロン
US9301384B2 (en) 2012-09-28 2016-03-29 Mevion Medical Systems, Inc. Adjusting energy of a particle beam
WO2014052708A2 (en) 2012-09-28 2014-04-03 Mevion Medical Systems, Inc. Magnetic shims to alter magnetic fields
WO2014052709A2 (en) 2012-09-28 2014-04-03 Mevion Medical Systems, Inc. Controlling intensity of a particle beam
EP2901820B1 (en) * 2012-09-28 2021-02-17 Mevion Medical Systems, Inc. Focusing a particle beam using magnetic field flutter
EP3581243A1 (en) 2012-09-28 2019-12-18 Mevion Medical Systems, Inc. Controlling particle therapy
US10254739B2 (en) 2012-09-28 2019-04-09 Mevion Medical Systems, Inc. Coil positioning system
WO2014052721A1 (en) 2012-09-28 2014-04-03 Mevion Medical Systems, Inc. Control system for a particle accelerator
US9622335B2 (en) * 2012-09-28 2017-04-11 Mevion Medical Systems, Inc. Magnetic field regenerator
US9730308B2 (en) 2013-06-12 2017-08-08 Mevion Medical Systems, Inc. Particle accelerator that produces charged particles having variable energies
EP3049151B1 (en) 2013-09-27 2019-12-25 Mevion Medical Systems, Inc. Particle beam scanning
US10675487B2 (en) 2013-12-20 2020-06-09 Mevion Medical Systems, Inc. Energy degrader enabling high-speed energy switching
US9962560B2 (en) 2013-12-20 2018-05-08 Mevion Medical Systems, Inc. Collimator and energy degrader
US9661736B2 (en) * 2014-02-20 2017-05-23 Mevion Medical Systems, Inc. Scanning system for a particle therapy system
DE102014003536A1 (de) * 2014-03-13 2015-09-17 Forschungszentrum Jülich GmbH Fachbereich Patente Supraleitender Magnetfeldstabilisator
CN107006115B (zh) * 2014-12-08 2019-06-11 株式会社日立制作所 加速器以及粒子束照射装置
US10786689B2 (en) 2015-11-10 2020-09-29 Mevion Medical Systems, Inc. Adaptive aperture
WO2017160758A1 (en) * 2016-03-17 2017-09-21 Alexey Radovinsky Particle acceleration in a variable-energy synchrocyclotron by a single-tuned variable-frequency rf drive
WO2018009779A1 (en) 2016-07-08 2018-01-11 Mevion Medical Systems, Inc. Treatment planning
CN109792835B (zh) * 2016-10-06 2021-03-02 住友重机械工业株式会社 粒子加速器
WO2018128822A1 (en) 2017-01-05 2018-07-12 Mevion Medical Systems, Inc. High-speed energy switching
US11103730B2 (en) 2017-02-23 2021-08-31 Mevion Medical Systems, Inc. Automated treatment in particle therapy
JP2020515016A (ja) 2017-03-24 2020-05-21 メビオン・メディカル・システムズ・インコーポレーテッド コイル位置決めシステム
US10622114B2 (en) * 2017-03-27 2020-04-14 Varian Medical Systems, Inc. Systems and methods for energy modulated radiation therapy
JP6739393B2 (ja) * 2017-04-18 2020-08-12 株式会社日立製作所 粒子線加速器および粒子線治療装置
JP6895814B2 (ja) * 2017-06-09 2021-06-30 住友重機械工業株式会社 超伝導サイクロトロン、及び超伝導電磁石
WO2019006253A1 (en) 2017-06-30 2019-01-03 Mevion Medical Systems, Inc. CONFIGURABLE COLLIMATOR CONTROLLED BY LINEAR MOTORS
JP6895831B2 (ja) * 2017-07-12 2021-06-30 住友重機械工業株式会社 超伝導サイクロトロン
WO2019097721A1 (ja) * 2017-11-20 2019-05-23 株式会社日立製作所 粒子線治療システムおよび加速器、ならびに加速器の運転方法
US10375815B2 (en) 2017-11-30 2019-08-06 Hefei Cas Ion Medical And Technical Devices Co., Ltd. Method for adjusting particle orbit alignment by using first harmonic in cyclotron
CN107835556B (zh) * 2017-11-30 2019-04-05 合肥中科离子医学技术装备有限公司 一种回旋加速器中利用一次谐波调节粒子轨道对中的方法
CN109100567B (zh) * 2018-06-27 2020-06-23 中国原子能科学研究院 同步回旋加速器调制频率测试方法
CN109224321B (zh) * 2018-10-29 2019-08-02 合肥中科离子医学技术装备有限公司 一种基于同步回旋加速器的质子重离子治疗系统
CN109513118B (zh) * 2018-11-06 2021-05-18 吴秋文 一种医用直线加速器的光子能量合成方法及系统
WO2020185543A1 (en) 2019-03-08 2020-09-17 Mevion Medical Systems, Inc. Collimator and energy degrader for a particle therapy system
EP4271475A4 (en) 2020-12-29 2024-07-03 L Livermore Nat Security Llc FLASH RADIOTHERAPY ACCELERATOR
US20220219014A1 (en) * 2021-01-13 2022-07-14 Lawrence Livermore National Security, Llc Flash radiotherapy accelerator system
EP4294513A1 (en) 2021-02-19 2023-12-27 Mevion Medical Systems, Inc. Gantry for a particle therapy system
CN117836034A (zh) 2021-07-20 2024-04-05 美国迈胜医疗系统有限公司 用于粒子疗法系统的环形机架
US20230022716A1 (en) * 2021-07-20 2023-01-26 Mevion Medical Systems, Inc. Gantry having a retractable cover
JP2023049895A (ja) * 2021-09-29 2023-04-10 株式会社日立製作所 放射線治療システム、および、放射線治療システムの運転方法
CN118804785A (zh) 2022-01-05 2024-10-18 美国迈胜医疗系统有限公司 构造成用于平移移动的机架
WO2024030424A1 (en) 2022-08-02 2024-02-08 Mevion Medical Systems, Inc. Bending magnet
CN115226285B (zh) * 2022-08-24 2024-01-26 迈胜医疗设备有限公司 一种用于同步回旋加速器的旋转电容
CN115460759B (zh) * 2022-11-08 2023-03-24 合肥中科离子医学技术装备有限公司 回旋加速器

Family Cites Families (550)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US498915A (en) 1893-06-06 heiminn
US2280606A (en) 1940-01-26 1942-04-21 Rca Corp Electronic reactance circuits
US2615129A (en) 1947-05-16 1952-10-21 Edwin M Mcmillan Synchro-cyclotron
US2492324A (en) 1947-12-24 1949-12-27 Collins Radio Co Cyclotron oscillator system
US2616042A (en) 1950-05-17 1952-10-28 Weeks Robert Ray Stabilizer arrangement for cyclotrons and the like
US2659000A (en) 1951-04-27 1953-11-10 Collins Radio Co Variable frequency cyclotron
US2701304A (en) 1951-05-31 1955-02-01 Gen Electric Cyclotron
US2789222A (en) 1954-07-21 1957-04-16 Marvin D Martin Frequency modulation system
GB957342A (en) 1960-08-01 1964-05-06 Varian Associates Apparatus for directing ionising radiation in the form of or produced by beams from particle accelerators
US3360647A (en) 1964-09-14 1967-12-26 Varian Associates Electron accelerator with specific deflecting magnet structure and x-ray target
US3175131A (en) 1961-02-08 1965-03-23 Richard J Burleigh Magnet construction for a variable energy cyclotron
US3432721A (en) 1966-01-17 1969-03-11 Gen Electric Beam plasma high frequency wave generating system
NL7007871A (es) 1970-05-29 1971-12-01
US3679899A (en) 1971-04-16 1972-07-25 Nasa Nondispersive gas analyzing method and apparatus wherein radiation is serially passed through a reference and unknown gas
US3757118A (en) 1972-02-22 1973-09-04 Ca Atomic Energy Ltd Electron beam therapy unit
JPS5036158Y2 (es) 1972-03-09 1975-10-21
CA966893A (en) 1973-06-19 1975-04-29 Her Majesty In Right Of Canada As Represented By Atomic Energy Of Canada Limited Superconducting cyclotron
US4047068A (en) 1973-11-26 1977-09-06 Kreidl Chemico Physical K.G. Synchronous plasma packet accelerator
US3992625A (en) 1973-12-27 1976-11-16 Jersey Nuclear-Avco Isotopes, Inc. Method and apparatus for extracting ions from a partially ionized plasma using a magnetic field gradient
US3886367A (en) 1974-01-18 1975-05-27 Us Energy Ion-beam mask for cancer patient therapy
US3958327A (en) 1974-05-01 1976-05-25 Airco, Inc. Stabilized high-field superconductor
US4129784A (en) 1974-06-14 1978-12-12 Siemens Aktiengesellschaft Gamma camera
US3925676A (en) 1974-07-31 1975-12-09 Ca Atomic Energy Ltd Superconducting cyclotron neutron source for therapy
US3955089A (en) 1974-10-21 1976-05-04 Varian Associates Automatic steering of a high velocity beam of charged particles
US4230129A (en) 1975-07-11 1980-10-28 Leveen Harry H Radio frequency, electromagnetic radiation device having orbital mount
ZA757266B (en) 1975-11-19 1977-09-28 W Rautenbach Cyclotron and neutron therapy installation incorporating such a cyclotron
SU569635A1 (ru) 1976-03-01 1977-08-25 Предприятие П/Я М-5649 Магнитный сплав
US4038622A (en) 1976-04-13 1977-07-26 The United States Of America As Represented By The United States Energy Research And Development Administration Superconducting dipole electromagnet
US4112306A (en) 1976-12-06 1978-09-05 Varian Associates, Inc. Neutron irradiation therapy machine
DE2759073C3 (de) 1977-12-30 1981-10-22 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Elektronentubus
GB2015821B (en) 1978-02-28 1982-03-31 Radiation Dynamics Ltd Racetrack linear accelerators
US4197510A (en) 1978-06-23 1980-04-08 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy Isochronous cyclotron
JPS5924520B2 (ja) 1979-03-07 1984-06-09 理化学研究所 等時性サイクロトロンの磁極の構造とそれの使用方法
FR2458201A1 (fr) 1979-05-31 1980-12-26 Cgr Mev Systeme resonnant micro-onde a double frequence de resonance et cyclotron muni d'un tel systeme
DE2926873A1 (de) 1979-07-03 1981-01-22 Siemens Ag Strahlentherapiegeraet mit zwei lichtvisieren
US4293772A (en) 1980-03-31 1981-10-06 Siemens Medical Laboratories, Inc. Wobbling device for a charged particle accelerator
US4342060A (en) 1980-05-22 1982-07-27 Siemens Medical Laboratories, Inc. Energy interlock system for a linear accelerator
US4336505A (en) 1980-07-14 1982-06-22 John Fluke Mfg. Co., Inc. Controlled frequency signal source apparatus including a feedback path for the reduction of phase noise
JPS57162527A (en) 1981-03-31 1982-10-06 Fujitsu Ltd Setting device for preset voltage of frequency synthesizer
US4425506A (en) 1981-11-19 1984-01-10 Varian Associates, Inc. Stepped gap achromatic bending magnet
DE3148100A1 (de) 1981-12-04 1983-06-09 Uwe Hanno Dr. 8050 Freising Trinks "synchrotron-roentgenstrahlungsquelle"
JPS58141000A (ja) 1982-02-16 1983-08-20 住友重機械工業株式会社 サイクロトロン
US4507616A (en) 1982-03-08 1985-03-26 Board Of Trustees Operating Michigan State University Rotatable superconducting cyclotron adapted for medical use
US4490616A (en) 1982-09-30 1984-12-25 Cipollina John J Cephalometric shield
JPS5964069A (ja) 1982-10-04 1984-04-11 バリアン・アソシエイツ・インコ−ポレイテツド 電子アーク治療用視準装置のための遮蔽物保持装置
US4507614A (en) 1983-03-21 1985-03-26 The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy Electrostatic wire for stabilizing a charged particle beam
SE462013B (sv) 1984-01-26 1990-04-30 Kjell Olov Torgny Lindstroem Behandlingsbord foer radioterapi av patienter
FR2560421B1 (fr) 1984-02-28 1988-06-17 Commissariat Energie Atomique Dispositif de refroidissement de bobinages supraconducteurs
US4865284A (en) 1984-03-13 1989-09-12 Siemens Gammasonics, Inc. Collimator storage device in particular a collimator cart
US4641104A (en) 1984-04-26 1987-02-03 Board Of Trustees Operating Michigan State University Superconducting medical cyclotron
GB8421867D0 (en) 1984-08-29 1984-10-03 Oxford Instr Ltd Devices for accelerating electrons
US4651007A (en) 1984-09-13 1987-03-17 Technicare Corporation Medical diagnostic mechanical positioner
JPS6180800A (ja) 1984-09-28 1986-04-24 株式会社日立製作所 放射光照射装置
US4641057A (en) 1985-01-23 1987-02-03 Board Of Trustees Operating Michigan State University Superconducting synchrocyclotron
DE3506562A1 (de) 1985-02-25 1986-08-28 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Magnetfeldeinrichtung fuer eine teilchenbeschleuniger-anlage
DE3670943D1 (de) 1985-03-08 1990-06-07 Siemens Ag Magnetfelderzeugende einrichtung fuer eine teilchenbeschleuniger-anlage.
NL8500748A (nl) 1985-03-15 1986-10-01 Philips Nv Collimator wisselsysteem.
DE3511282C1 (de) 1985-03-28 1986-08-21 Brown, Boveri & Cie Ag, 6800 Mannheim Supraleitendes Magnetsystem fuer Teilchenbeschleuniger einer Synchrotron-Strahlungsquelle
JPS61225798A (ja) 1985-03-29 1986-10-07 三菱電機株式会社 プラズマ発生装置
US4705955A (en) 1985-04-02 1987-11-10 Curt Mileikowsky Radiation therapy for cancer patients
US4633125A (en) 1985-05-09 1986-12-30 Board Of Trustees Operating Michigan State University Vented 360 degree rotatable vessel for containing liquids
LU85895A1 (fr) 1985-05-10 1986-12-05 Univ Louvain Cyclotron
US4628523A (en) 1985-05-13 1986-12-09 B.V. Optische Industrie De Oude Delft Direction control for radiographic therapy apparatus
GB8512804D0 (en) 1985-05-21 1985-06-26 Oxford Instr Ltd Cyclotrons
DE3661672D1 (en) 1985-06-24 1989-02-09 Siemens Ag Magnetic-field device for an apparatus for accelerating and/or storing electrically charged particles
US4726046A (en) 1985-11-05 1988-02-16 Varian Associates, Inc. X-ray and electron radiotherapy clinical treatment machine
JPS62150804A (ja) 1985-12-25 1987-07-04 Sumitomo Electric Ind Ltd シンクロトロン軌道放射システムの荷電粒子偏向装置
DE3704442A1 (de) 1986-02-12 1987-08-13 Mitsubishi Electric Corp Ladungstraegerstrahlvorrichtung
JPS62186500A (ja) 1986-02-12 1987-08-14 三菱電機株式会社 荷電ビ−ム装置
US4783634A (en) 1986-02-27 1988-11-08 Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha Superconducting synchrotron orbital radiation apparatus
US4739173A (en) 1986-04-11 1988-04-19 Board Of Trustees Operating Michigan State University Collimator apparatus and method
US4754147A (en) 1986-04-11 1988-06-28 Michigan State University Variable radiation collimator
US4763483A (en) 1986-07-17 1988-08-16 Helix Technology Corporation Cryopump and method of starting the cryopump
US4868843A (en) 1986-09-10 1989-09-19 Varian Associates, Inc. Multileaf collimator and compensator for radiotherapy machines
JPS6371213A (ja) 1986-09-12 1988-03-31 日本発条株式会社 サイサポ−ト装置
US4808941A (en) 1986-10-29 1989-02-28 Siemens Aktiengesellschaft Synchrotron with radiation absorber
JP2670670B2 (ja) 1986-12-12 1997-10-29 日鉱金属 株式会社 高力高導電性銅合金
GB8701363D0 (en) 1987-01-22 1987-02-25 Oxford Instr Ltd Magnetic field generating assembly
EP0276360B1 (de) 1987-01-28 1993-06-09 Siemens Aktiengesellschaft Magneteinrichtung mit gekrümmten Spulenwicklungen
EP0277521B1 (de) 1987-01-28 1991-11-06 Siemens Aktiengesellschaft Synchrotronstrahlungsquelle mit einer Fixierung ihrer gekrümmten Spulenwicklungen
DE3705294A1 (de) 1987-02-19 1988-09-01 Kernforschungsz Karlsruhe Magnetisches ablenksystem fuer geladene teilchen
JPS63218200A (ja) 1987-03-05 1988-09-12 Furukawa Electric Co Ltd:The 超伝導ｓｏｒ発生装置
JPS63226899A (ja) 1987-03-16 1988-09-21 Ishikawajima Harima Heavy Ind Co Ltd 超電導ウイグラ−
US4767930A (en) 1987-03-31 1988-08-30 Siemens Medical Laboratories, Inc. Method and apparatus for enlarging a charged particle beam
US4812658A (en) 1987-07-23 1989-03-14 President And Fellows Of Harvard College Beam Redirecting
JPS6435838A (en) 1987-07-31 1989-02-06 Jeol Ltd Charged particle beam device
DE3844716C2 (de) 1987-08-24 2001-02-22 Mitsubishi Electric Corp Partikelstrahlmonitorvorrichtung
JP2667832B2 (ja) 1987-09-11 1997-10-27 株式会社日立製作所 偏向マグネット
JPS6489621A (en) 1987-09-30 1989-04-04 Nec Corp Frequency synthesizer
GB8725459D0 (en) 1987-10-30 1987-12-02 Nat Research Dev Corpn Generating particle beams
US4945478A (en) 1987-11-06 1990-07-31 Center For Innovative Technology Noninvasive medical imaging system and method for the identification and 3-D display of atherosclerosis and the like
JPH02503521A (ja) 1987-12-03 1990-10-25 ユニヴァーシティ　オブ　フロリダ 定位法放射線治療に用いられる装置
US4896206A (en) 1987-12-14 1990-01-23 Electro Science Industries, Inc. Video detection system
US4870287A (en) 1988-03-03 1989-09-26 Loma Linda University Medical Center Multi-station proton beam therapy system
US4845371A (en) 1988-03-29 1989-07-04 Siemens Medical Laboratories, Inc. Apparatus for generating and transporting a charged particle beam
US4917344A (en) 1988-04-07 1990-04-17 Loma Linda University Medical Center Roller-supported, modular, isocentric gantry and method of assembly
JP2645314B2 (ja) 1988-04-28 1997-08-25 清水建設株式会社 磁気遮蔽器
US4905267A (en) 1988-04-29 1990-02-27 Loma Linda University Medical Center Method of assembly and whole body, patient positioning and repositioning support for use in radiation beam therapy systems
US5006759A (en) 1988-05-09 1991-04-09 Siemens Medical Laboratories, Inc. Two piece apparatus for accelerating and transporting a charged particle beam
JPH079839B2 (ja) 1988-05-30 1995-02-01 株式会社島津製作所 高周波多重極線型加速器
JPH078300B2 (ja) 1988-06-21 1995-02-01 三菱電機株式会社 荷電粒子ビームの照射装置
GB2223350B (en) 1988-08-26 1992-12-23 Mitsubishi Electric Corp Device for accelerating and storing charged particles
GB8820628D0 (en) 1988-09-01 1988-10-26 Amersham Int Plc Proton source
US4880985A (en) 1988-10-05 1989-11-14 Douglas Jones Detached collimator apparatus for radiation therapy
EP0371303B1 (de) 1988-11-29 1994-04-27 Varian International AG. Strahlentherapiegerät
US5117212A (en) * 1989-01-12 1992-05-26 Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha Electromagnet for charged-particle apparatus
JP2813386B2 (ja) 1989-01-12 1998-10-22 三菱電機株式会社 荷電粒子装置の電磁石
JPH0834130B2 (ja) 1989-03-15 1996-03-29 株式会社日立製作所 シンクロトロン放射光発生装置
US5117829A (en) 1989-03-31 1992-06-02 Loma Linda University Medical Center Patient alignment system and procedure for radiation treatment
US5017789A (en) 1989-03-31 1991-05-21 Loma Linda University Medical Center Raster scan control system for a charged-particle beam
US5010562A (en) 1989-08-31 1991-04-23 Siemens Medical Laboratories, Inc. Apparatus and method for inhibiting the generation of excessive radiation
US5046078A (en) 1989-08-31 1991-09-03 Siemens Medical Laboratories, Inc. Apparatus and method for inhibiting the generation of excessive radiation
JP2896188B2 (ja) 1990-03-27 1999-05-31 三菱電機株式会社 荷電粒子装置用偏向電磁石
US5072123A (en) 1990-05-03 1991-12-10 Varian Associates, Inc. Method of measuring total ionization current in a segmented ionization chamber
WO1992003028A1 (de) 1990-08-06 1992-02-20 Siemens Aktiengesellschaft Synchrotronstrahlungsquelle
JPH0494198A (ja) 1990-08-09 1992-03-26 Nippon Steel Corp 電磁気シールド用材料
JP2896217B2 (ja) 1990-09-21 1999-05-31 キヤノン株式会社 記録装置
JP2529492B2 (ja) 1990-08-31 1996-08-28 三菱電機株式会社 荷電粒子偏向電磁石用コイルおよびその製造方法
JP3215409B2 (ja) 1990-09-19 2001-10-09 セイコーインスツルメンツ株式会社 光弁装置
JP2786330B2 (ja) 1990-11-30 1998-08-13 株式会社日立製作所 超電導マグネットコイル、及び該マグネットコイルに用いる硬化性樹脂組成物
DE4101094C1 (en) 1991-01-16 1992-05-27 Kernforschungszentrum Karlsruhe Gmbh, 7500 Karlsruhe, De Superconducting micro-undulator for particle accelerator synchrotron source - has superconductor which produces strong magnetic field along track and allows intensity and wavelength of radiation to be varied by conrolling current
JPH04242196A (ja) 1991-01-16 1992-08-28 Shin Etsu Chem Co Ltd 挿入光源用磁気回路の磁場強度調整方法
IT1244689B (it) 1991-01-25 1994-08-08 Getters Spa Dispositivo per eliminare l'idrogeno da una camera a vuoto, a temperature criogeniche,specialmente in acceleratori di particelle ad alta energia
JPH04258781A (ja) 1991-02-14 1992-09-14 Toshiba Corp ガンマカメラ
JPH04269700A (ja) 1991-02-26 1992-09-25 Shin Etsu Chem Co Ltd 挿入光源用磁気回路の磁場強度調整方法
JPH04273409A (ja) 1991-02-28 1992-09-29 Hitachi Ltd 超電導マグネツト装置及び該超電導マグネツト装置を使用した粒子加速器
KR950002578B1 (ko) 1991-03-13 1995-03-23 후지쓰 가부시끼가이샤 전자빔 노광방법
JPH04337300A (ja) 1991-05-15 1992-11-25 Res Dev Corp Of Japan 超電導偏向マグネット
JPH05154210A (ja) 1991-12-06 1993-06-22 Mitsubishi Electric Corp 放射線治療装置
US5148032A (en) 1991-06-28 1992-09-15 Siemens Medical Laboratories, Inc. Radiation emitting device with moveable aperture plate
US5191706A (en) 1991-07-15 1993-03-09 Delmarva Sash & Door Company Of Maryland, Inc. Machine and method for attaching casing to a structural frame assembly
WO1993002537A1 (en) 1991-07-16 1993-02-04 Sergei Nikolaevich Lapitsky Superconducting electromagnet for charged-particle accelerator
FR2679509B1 (fr) 1991-07-26 1993-11-05 Lebre Charles Dispositif de serrage automatique, sur le mat d'un diable a fut, de l'element de prise en suspension du fut.
US5166531A (en) 1991-08-05 1992-11-24 Varian Associates, Inc. Leaf-end configuration for multileaf collimator
JP2501261B2 (ja) 1991-08-13 1996-05-29 ティーディーケイ株式会社 薄膜磁気ヘッド
JP3125805B2 (ja) 1991-10-16 2001-01-22 株式会社日立製作所 円形加速器
US5240218A (en) 1991-10-23 1993-08-31 Loma Linda University Medical Center Retractable support assembly
JP3020700B2 (ja) 1991-11-07 2000-03-15 鐘紡株式会社 プリント配線基板用ガラス織物
BE1005530A4 (fr) 1991-11-22 1993-09-28 Ion Beam Applic Sa Cyclotron isochrone
US5374913A (en) 1991-12-13 1994-12-20 Houston Advanced Research Center Twin-bore flux pipe dipole magnet
US5260581A (en) 1992-03-04 1993-11-09 Loma Linda University Medical Center Method of treatment room selection verification in a radiation beam therapy system
US5382914A (en) 1992-05-05 1995-01-17 Accsys Technology, Inc. Proton-beam therapy linac
JPH05341352A (ja) 1992-06-08 1993-12-24 Minolta Camera Co Ltd カメラ及び交換レンズのバヨネットマウント用キャップ
JPH0636893A (ja) 1992-06-11 1994-02-10 Ishikawajima Harima Heavy Ind Co Ltd 粒子加速器
US5336891A (en) 1992-06-16 1994-08-09 Arch Development Corporation Aberration free lens system for electron microscope
JP2824363B2 (ja) 1992-07-15 1998-11-11 三菱電機株式会社 ビーム供給装置
US5401973A (en) 1992-12-04 1995-03-28 Atomic Energy Of Canada Limited Industrial material processing electron linear accelerator
JP3121157B2 (ja) 1992-12-15 2000-12-25 株式会社日立メディコ マイクロトロン電子加速器
JPH06233831A (ja) 1993-02-10 1994-08-23 Hitachi Medical Corp 定位的放射線治療装置
US5440133A (en) 1993-07-02 1995-08-08 Loma Linda University Medical Center Charged particle beam scattering system
US5464411A (en) 1993-11-02 1995-11-07 Loma Linda University Medical Center Vacuum-assisted fixation apparatus
US5549616A (en) 1993-11-02 1996-08-27 Loma Linda University Medical Center Vacuum-assisted stereotactic fixation system with patient-activated switch
US5463291A (en) 1993-12-23 1995-10-31 Carroll; Lewis Cyclotron and associated magnet coil and coil fabricating process
JPH07191199A (ja) 1993-12-27 1995-07-28 Fujitsu Ltd 荷電粒子ビーム露光システム及び露光方法
JP3307059B2 (ja) 1994-03-17 2002-07-24 株式会社日立製作所 加速器及び医療用装置並びに出射方法
JPH07260939A (ja) 1994-03-17 1995-10-13 Hitachi Medical Corp シンチレーションカメラのコリメータ交換台車
JPH07263196A (ja) 1994-03-18 1995-10-13 Toshiba Corp 高周波加速空洞
DE4411171A1 (de) 1994-03-30 1995-10-05 Siemens Ag Vorrichtung zur Bereitstellung eines Strahls aus geladenen Teilchen, der eine Achse auf einer diese schneidenden Zielgeraden anfliegt, sowie ihre Verwendung
US5874811A (en) 1994-08-19 1999-02-23 Nycomed Amersham Plc Superconducting cyclotron for use in the production of heavy isotopes
IT1281184B1 (it) 1994-09-19 1998-02-17 Giorgio Trozzi Amministratore Apparecchiatura per la radioterapia intraoperatoria mediante acceleratori lineari utilizzabili direttamente in sala operatoria
US5717371A (en) 1994-10-25 1998-02-10 Sandia Corporation Generating highly uniform electromagnetic field characteristics
EP0709618B1 (en) 1994-10-27 2002-10-09 General Electric Company Ceramic superconducting lead
US5633747A (en) 1994-12-21 1997-05-27 Tencor Instruments Variable spot-size scanning apparatus
JP3629054B2 (ja) 1994-12-22 2005-03-16 北海製罐株式会社 溶接缶サイドシームの外面補正塗装方法
US5511549A (en) 1995-02-13 1996-04-30 Loma Linda Medical Center Normalizing and calibrating therapeutic radiation delivery systems
US5585642A (en) 1995-02-15 1996-12-17 Loma Linda University Medical Center Beamline control and security system for a radiation treatment facility
US5510357A (en) 1995-02-28 1996-04-23 Eli Lilly And Company Benzothiophene compounds as anti-estrogenic agents
JP3023533B2 (ja) 1995-03-23 2000-03-21 住友重機械工業株式会社 サイクロトロン
AU5486796A (en) 1995-04-18 1996-11-07 Loma Linda University Medical Center System and method for multiple particle therapy
US5668371A (en) 1995-06-06 1997-09-16 Wisconsin Alumni Research Foundation Method and apparatus for proton therapy
BE1009669A3 (fr) 1995-10-06 1997-06-03 Ion Beam Applic Sa Methode d'extraction de particules chargees hors d'un cyclotron isochrone et dispositif appliquant cette methode.
GB9520564D0 (en) 1995-10-07 1995-12-13 Philips Electronics Nv Apparatus for treating a patient
JPH09115698A (ja) * 1995-10-17 1997-05-02 Rikagaku Kenkyusho サイクロトロンの磁場調整用中心棒
JPH09162585A (ja) 1995-12-05 1997-06-20 Kanazawa Kogyo Univ 磁気シールドルーム及びその組立方法
JP3472657B2 (ja) 1996-01-18 2003-12-02 三菱電機株式会社 粒子線照射装置
JP3121265B2 (ja) 1996-05-07 2000-12-25 株式会社日立製作所 放射線遮蔽体
US5821705A (en) 1996-06-25 1998-10-13 The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy Dielectric-wall linear accelerator with a high voltage fast rise time switch that includes a pair of electrodes between which are laminated alternating layers of isolated conductors and insulators
US5811944A (en) 1996-06-25 1998-09-22 The United States Of America As Represented By The Department Of Energy Enhanced dielectric-wall linear accelerator
US5726448A (en) 1996-08-09 1998-03-10 California Institute Of Technology Rotating field mass and velocity analyzer
JPH1071213A (ja) 1996-08-30 1998-03-17 Hitachi Ltd 陽子線治療システム
EP0826394B1 (en) 1996-08-30 2004-05-19 Hitachi, Ltd. Charged particle beam apparatus
US5851182A (en) 1996-09-11 1998-12-22 Sahadevan; Velayudhan Megavoltage radiation therapy machine combined to diagnostic imaging devices for cost efficient conventional and 3D conformal radiation therapy with on-line Isodose port and diagnostic radiology
US5727554A (en) 1996-09-19 1998-03-17 University Of Pittsburgh Of The Commonwealth System Of Higher Education Apparatus responsive to movement of a patient during treatment/diagnosis
US5778047A (en) 1996-10-24 1998-07-07 Varian Associates, Inc. Radiotherapy couch top
US5672878A (en) 1996-10-24 1997-09-30 Siemens Medical Systems Inc. Ionization chamber having off-passageway measuring electrodes
US5920601A (en) 1996-10-25 1999-07-06 Lockheed Martin Idaho Technologies Company System and method for delivery of neutron beams for medical therapy
US5825845A (en) 1996-10-28 1998-10-20 Loma Linda University Medical Center Proton beam digital imaging system
US5784431A (en) 1996-10-29 1998-07-21 University Of Pittsburgh Of The Commonwealth System Of Higher Education Apparatus for matching X-ray images with reference images
JP3841898B2 (ja) 1996-11-21 2006-11-08 三菱電機株式会社 深部線量測定装置
WO1998023330A1 (fr) 1996-11-26 1998-06-04 Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha Procede d'obtention de rayonnement d'energie
JP3246364B2 (ja) 1996-12-03 2002-01-15 株式会社日立製作所 シンクロトロン型加速器及びそれを用いた医療用装置
EP0864337A3 (en) 1997-03-15 1999-03-10 Shenzhen OUR International Technology & Science Co., Ltd. Three-dimensional irradiation technique with charged particles of Bragg peak properties and its device
US5841237A (en) 1997-07-14 1998-11-24 Lockheed Martin Energy Research Corporation Production of large resonant plasma volumes in microwave electron cyclotron resonance ion sources
BE1012534A3 (fr) 1997-08-04 2000-12-05 Sumitomo Heavy Industries Systeme de lit pour therapie par irradiation.
US5846043A (en) 1997-08-05 1998-12-08 Spath; John J. Cart and caddie system for storing and delivering water bottles
JP3532739B2 (ja) 1997-08-07 2004-05-31 住友重機械工業株式会社 放射線の照射野形成部材固定装置
US5963615A (en) 1997-08-08 1999-10-05 Siemens Medical Systems, Inc. Rotational flatness improvement
JP3519248B2 (ja) 1997-08-08 2004-04-12 住友重機械工業株式会社 放射線治療用回転照射室
JP3203211B2 (ja) 1997-08-11 2001-08-27 住友重機械工業株式会社 水ファントム型線量分布測定装置及び放射線治療装置
JPH11102800A (ja) 1997-09-29 1999-04-13 Toshiba Corp 超電導高周波加速空胴および粒子加速器
JP2001509899A (ja) 1997-10-06 2001-07-24 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｘ線フィルタを含むｘ線検査装置
JP3577201B2 (ja) 1997-10-20 2004-10-13 三菱電機株式会社 荷電粒子線照射装置、荷電粒子線回転照射装置、および荷電粒子線照射方法
JPH11142600A (ja) 1997-11-12 1999-05-28 Mitsubishi Electric Corp 荷電粒子線照射装置及び照射方法
JP3528583B2 (ja) 1997-12-25 2004-05-17 三菱電機株式会社 荷電粒子ビーム照射装置および磁界発生装置
DE69937286D1 (de) 1998-01-14 2007-11-22 Leonard Reiffel Anordnung zur stabilisierung von körper-internen strahlungsauffangflächen
AUPP156698A0 (en) 1998-01-30 1998-02-19 Pacific Solar Pty Limited New method for hydrogen passivation
JPH11243295A (ja) 1998-02-26 1999-09-07 Shimizu Corp 磁気シールド方法及び磁気シールド構造
JPH11253563A (ja) 1998-03-10 1999-09-21 Hitachi Ltd 荷電粒子ビーム照射方法及び装置
JP3053389B1 (ja) 1998-12-03 2000-06-19 三菱電機株式会社 動体追跡照射装置
GB2361523B (en) 1998-03-31 2002-05-01 Toshiba Kk Superconducting magnet apparatus
JPH11329945A (ja) 1998-05-08 1999-11-30 Nikon Corp 荷電粒子ビーム転写方法及び荷電粒子ビーム転写装置
JP2000070389A (ja) 1998-08-27 2000-03-07 Mitsubishi Electric Corp 照射線量値計算装置、照射線量値計算方法および記録媒体
EP0986071A3 (en) 1998-09-11 2000-03-29 Gesellschaft für Schwerionenforschung mbH Ion beam therapy system and a method for operating the system
SE513192C2 (sv) 1998-09-29 2000-07-24 Gems Pet Systems Ab Förfarande och system för HF-styrning
US6369585B2 (en) 1998-10-02 2002-04-09 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System and method for tuning a resonant structure
US6279579B1 (en) 1998-10-23 2001-08-28 Varian Medical Systems, Inc. Method and system for positioning patients for medical treatment procedures
US6621889B1 (en) 1998-10-23 2003-09-16 Varian Medical Systems, Inc. Method and system for predictive physiological gating of radiation therapy
US6241671B1 (en) 1998-11-03 2001-06-05 Stereotaxis, Inc. Open field system for magnetic surgery
US6441569B1 (en) 1998-12-09 2002-08-27 Edward F. Janzow Particle accelerator for inducing contained particle collisions
BE1012358A5 (fr) 1998-12-21 2000-10-03 Ion Beam Applic Sa Procede de variation de l'energie d'un faisceau de particules extraites d'un accelerateur et dispositif a cet effet.
BE1012371A5 (fr) 1998-12-24 2000-10-03 Ion Beam Applic Sa Procede de traitement d'un faisceau de protons et dispositif appliquant ce procede.
JP2000237335A (ja) 1999-02-17 2000-09-05 Mitsubishi Electric Corp 放射線治療方法及びそのシステム
DE19907774A1 (de) 1999-02-19 2000-08-31 Schwerionenforsch Gmbh Verfahren zum Verifizieren der berechneten Bestrahlungsdosis eines Ionenstrahl-Therapiesystems
DE19907138A1 (de) 1999-02-19 2000-08-31 Schwerionenforsch Gmbh Verfahren zur Überprüfung der Strahlerzeugungsmittel und der Strahlbeschleunigungsmittel eines Ionenstrahl-Therapiesystems
DE19907098A1 (de) 1999-02-19 2000-08-24 Schwerionenforsch Gmbh Ionenstrahl-Abtastsystem und Verfahren zum Betrieb des Systems
DE19907121A1 (de) 1999-02-19 2000-08-31 Schwerionenforsch Gmbh Verfahren zur Überprüfung der Strahlführung eines Ionenstrahl-Therapiesystems
DE19907205A1 (de) 1999-02-19 2000-08-31 Schwerionenforsch Gmbh Verfahren zum Betreiben eines Ionenstrahl-Therapiesystems unter Überwachung der Strahlposition
DE19907097A1 (de) 1999-02-19 2000-08-31 Schwerionenforsch Gmbh Verfahren zum Betreiben eines Ionenstrahl-Therapiesystems unter Überwachung der Bestrahlungsdosisverteilung
DE19907065A1 (de) 1999-02-19 2000-08-31 Schwerionenforsch Gmbh Verfahren zur Überprüfung eines Isozentrums und einer Patientenpositionierungseinrichtung eines Ionenstrahl-Therapiesystems
US6501981B1 (en) 1999-03-16 2002-12-31 Accuray, Inc. Apparatus and method for compensating for respiratory and patient motions during treatment
US6144875A (en) 1999-03-16 2000-11-07 Accuray Incorporated Apparatus and method for compensating for respiratory and patient motion during treatment
EP1041579A1 (en) 1999-04-01 2000-10-04 GSI Gesellschaft für Schwerionenforschung mbH Gantry with an ion-optical system
US6780149B1 (en) 1999-04-07 2004-08-24 Loma Linda University Medical Center Patient motion monitoring system for proton therapy
JP2000294399A (ja) 1999-04-12 2000-10-20 Toshiba Corp 超電導高周波加速空胴及び粒子加速器
US6433494B1 (en) 1999-04-22 2002-08-13 Victor V. Kulish Inductional undulative EH-accelerator
JP3530072B2 (ja) 1999-05-13 2004-05-24 三菱電機株式会社 放射線治療用の放射線照射装置の制御装置
SE9902163D0 (sv) 1999-06-09 1999-06-09 Scanditronix Medical Ab Stable rotable radiation gantry
JP2001006900A (ja) 1999-06-18 2001-01-12 Toshiba Corp 放射光発生装置
EP1189661B1 (de) 1999-06-25 2012-11-28 Paul Scherrer Institut Vorrichtung zum durchführen einer protonentherapie
JP2001009050A (ja) 1999-06-29 2001-01-16 Hitachi Medical Corp 放射線治療装置
EP1069809A1 (en) 1999-07-13 2001-01-17 Ion Beam Applications S.A. Isochronous cyclotron and method of extraction of charged particles from such cyclotron
JP2001029490A (ja) 1999-07-19 2001-02-06 Hitachi Ltd 混合照射評価支援システム
NL1012677C2 (nl) 1999-07-22 2001-01-23 William Van Der Burg Inrichting en werkwijze voor het plaatsen van een informatiedrager.
US6380545B1 (en) 1999-08-30 2002-04-30 Southeastern Universities Research Association, Inc. Uniform raster pattern generating system
US6420917B1 (en) 1999-10-01 2002-07-16 Ericsson Inc. PLL loop filter with switched-capacitor resistor
US6501961B1 (en) 1999-10-05 2002-12-31 Denso Corporation Power saving mode for wireless telephones
US6713773B1 (en) 1999-10-07 2004-03-30 Mitec, Inc. Irradiation system and method
AU8002500A (en) 1999-10-08 2001-04-23 Advanced Research And Technology Institute, Inc. Apparatus and method for non-invasive myocardial revascularization
JP4185637B2 (ja) 1999-11-01 2008-11-26 株式会社神鋼エンジニアリング＆メンテナンス 粒子線治療用回転照射室
US6803585B2 (en) 2000-01-03 2004-10-12 Yuri Glukhoy Electron-cyclotron resonance type ion beam source for ion implanter
US6366021B1 (en) 2000-01-06 2002-04-02 Varian Medical Systems, Inc. Standing wave particle beam accelerator with switchable beam energy
US6498444B1 (en) 2000-04-10 2002-12-24 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Computer-aided tuning of charged particle accelerators
CA2406697C (en) 2000-04-27 2007-10-02 Loma Linda University Nanodosimeter based on single ion detection
JP2001346893A (ja) 2000-06-06 2001-12-18 Ishikawajima Harima Heavy Ind Co Ltd 放射線治療装置
DE10031074A1 (de) 2000-06-30 2002-01-31 Schwerionenforsch Gmbh Vorrichtung zur Bestrahlung eines Tumorgewebes
JP3705091B2 (ja) 2000-07-27 2005-10-12 株式会社日立製作所 医療用加速器システム及びその運転方法
US6914396B1 (en) 2000-07-31 2005-07-05 Yale University Multi-stage cavity cyclotron resonance accelerator
US7041479B2 (en) 2000-09-06 2006-05-09 The Board Of Trustess Of The Leland Stanford Junior University Enhanced in vitro synthesis of active proteins containing disulfide bonds
CA2325362A1 (en) 2000-11-08 2002-05-08 Kirk Flippo Method and apparatus for high-energy generation and for inducing nuclear reactions
JP3633475B2 (ja) 2000-11-27 2005-03-30 鹿島建設株式会社 すだれ型磁気シールド方法及びパネル並びに磁気暗室
JP4467237B2 (ja) 2000-12-08 2010-05-26 ローマ リンダ ユニヴァーシティ メディカル センター 陽子線治療制御システム
US6492922B1 (en) 2000-12-14 2002-12-10 Xilinx Inc. Anti-aliasing filter with automatic cutoff frequency adaptation
JP2002210028A (ja) 2001-01-23 2002-07-30 Mitsubishi Electric Corp 放射線照射システム及び放射線照射方法
US6407505B1 (en) 2001-02-01 2002-06-18 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Variable energy linear accelerator
JP2004525486A (ja) 2001-02-05 2004-08-19 ジー エス アイ ゲゼルシャフト フュア シュベールイオーネンフォルシュンク エム ベー ハー 重イオン癌治療施設で使用されるイオンを生成し、選択する装置
EP1282900B8 (en) 2001-02-06 2011-01-26 GSI Helmholtzzentrum für Schwerionenforschung GmbH Beam scanning system for a heavy ion gantry
US6493424B2 (en) 2001-03-05 2002-12-10 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Multi-mode operation of a standing wave linear accelerator
JP4115675B2 (ja) 2001-03-14 2008-07-09 三菱電機株式会社 強度変調療法用吸収線量測定装置
US6646383B2 (en) 2001-03-15 2003-11-11 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Monolithic structure with asymmetric coupling
US6465957B1 (en) 2001-05-25 2002-10-15 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Standing wave linear accelerator with integral prebunching section
EP1265462A1 (fr) 2001-06-08 2002-12-11 Ion Beam Applications S.A. Dispositif et méthode de régulation de l'intensité d'un faisceau extrait d'un accélérateur de particules
US6853703B2 (en) 2001-07-20 2005-02-08 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Automated delivery of treatment fields
AU2002324775A1 (en) 2001-08-23 2003-03-10 Sciperio, Inc. Architecture tool and methods of use
JP2003086400A (ja) 2001-09-11 2003-03-20 Hitachi Ltd 加速器システム及び医療用加速器施設
AU2002353904B2 (en) 2001-10-30 2005-07-07 Loma Linda University Medical Center Method and device for delivering radiotherapy
US6519316B1 (en) 2001-11-02 2003-02-11 Siemens Medical Solutions Usa, Inc.. Integrated control of portal imaging device
US6777689B2 (en) 2001-11-16 2004-08-17 Ion Beam Application, S.A. Article irradiation system shielding
US7221733B1 (en) 2002-01-02 2007-05-22 Varian Medical Systems Technologies, Inc. Method and apparatus for irradiating a target
US6593696B2 (en) 2002-01-04 2003-07-15 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Low dark current linear accelerator
DE10205949B4 (de) 2002-02-12 2013-04-25 Gsi Helmholtzzentrum Für Schwerionenforschung Gmbh Verfahren und Vorrichtung zum Steuern einer nach dem Rasterscanverfahren arbeitenden Bestrahlungseinrichtung für schwere Ionen oder Protonen mit Strahlextraktion
JP4072359B2 (ja) 2002-02-28 2008-04-09 株式会社日立製作所 荷電粒子ビーム照射装置
JP3691020B2 (ja) 2002-02-28 2005-08-31 株式会社日立製作所 医療用荷電粒子照射装置
DE50211712D1 (de) 2002-03-12 2008-03-27 Deutsches Krebsforsch Vorrichtung zur durchführung und verifikation einer therapeutischen behandlung sowie zugehöriges computerprogramm
JP3801938B2 (ja) 2002-03-26 2006-07-26 株式会社日立製作所 粒子線治療システム及び荷電粒子ビーム軌道の調整方法
EP1358908A1 (en) 2002-05-03 2003-11-05 Ion Beam Applications S.A. Device for irradiation therapy with charged particles
DE10221180A1 (de) 2002-05-13 2003-12-24 Siemens Ag Patientenlagerungsvorrichtung für eine Strahlentherapie
US6735277B2 (en) 2002-05-23 2004-05-11 Koninklijke Philips Electronics N.V. Inverse planning for intensity-modulated radiotherapy
AU2002367995A1 (en) 2002-05-31 2003-12-19 Ion Beam Applications S.A. Apparatus for irradiating a target volume
US6777700B2 (en) 2002-06-12 2004-08-17 Hitachi, Ltd. Particle beam irradiation system and method of adjusting irradiation apparatus
US6865254B2 (en) 2002-07-02 2005-03-08 Pencilbeam Technologies Ab Radiation system with inner and outer gantry parts
US7162005B2 (en) 2002-07-19 2007-01-09 Varian Medical Systems Technologies, Inc. Radiation sources and compact radiation scanning systems
US7103137B2 (en) 2002-07-24 2006-09-05 Varian Medical Systems Technology, Inc. Radiation scanning of objects for contraband
DE10241178B4 (de) 2002-09-05 2007-03-29 Mt Aerospace Ag Isokinetische Gantry-Anordnung zur isozentrischen Führung eines Teilchenstrahls und Verfahren zu deren Auslegung
WO2004026401A1 (de) 2002-09-18 2004-04-01 Paul Scherrer Institut Anordnung zur durchführung einer protonentherapie
JP3748426B2 (ja) 2002-09-30 2006-02-22 株式会社日立製作所 医療用粒子線照射装置
JP3961925B2 (ja) 2002-10-17 2007-08-22 三菱電機株式会社 ビーム加速装置
US6853142B2 (en) 2002-11-04 2005-02-08 Zond, Inc. Methods and apparatus for generating high-density plasma
ES2385709T3 (es) 2002-11-25 2012-07-30 Ion Beam Applications S.A. Ciclotrón
EP1429345A1 (fr) 2002-12-10 2004-06-16 Ion Beam Applications S.A. Dispositif et procédé de production de radio-isotopes
DE10261099B4 (de) 2002-12-20 2005-12-08 Siemens Ag Ionenstrahlanlage
KR101077630B1 (ko) 2003-01-02 2011-10-27 로마 린다 유니버시티 메디칼 센터 양자 빔 치료 시스템에 대한 구성 관리 및 검색 시스템
EP1439566B1 (en) 2003-01-17 2019-08-28 ICT, Integrated Circuit Testing Gesellschaft für Halbleiterprüftechnik mbH Charged particle beam apparatus and method for operating the same
US7814937B2 (en) 2005-10-26 2010-10-19 University Of Southern California Deployable contour crafting
JP4186636B2 (ja) 2003-01-30 2008-11-26 株式会社日立製作所 超電導磁石
DE112004000137B4 (de) 2003-02-17 2015-10-22 Mitsubishi Denki K.K. Verfahren zum Betreiben eines Beschleunigers für geladene Teilchen
JP3748433B2 (ja) 2003-03-05 2006-02-22 株式会社日立製作所 ベッド位置決め装置及びその位置決め方法
JP3859605B2 (ja) 2003-03-07 2006-12-20 株式会社日立製作所 粒子線治療システム及び粒子線出射方法
WO2004084603A1 (ja) 2003-03-17 2004-09-30 Kajima Corporation 開放型磁気シールド構造及びその磁性体フレーム
JP3655292B2 (ja) 2003-04-14 2005-06-02 株式会社日立製作所 粒子線照射装置及び荷電粒子ビーム照射装置の調整方法
JP2004321408A (ja) 2003-04-23 2004-11-18 Mitsubishi Electric Corp 放射線照射装置および放射線照射方法
DE602004010949T3 (de) 2003-05-13 2011-09-15 Hitachi, Ltd. Einrichtung zur Bestrahlung mit Teilchenstrahlen und Bestrahlungsplanungseinheit
US20070018121A1 (en) 2003-05-13 2007-01-25 Ion Beam Applications Sa Of Method and system for automatic beam allocation in a multi-room particle beam treatment facility
US7317192B2 (en) 2003-06-02 2008-01-08 Fox Chase Cancer Center High energy polyenergetic ion selection systems, ion beam therapy systems, and ion beam treatment centers
JP2005027681A (ja) 2003-07-07 2005-02-03 Hitachi Ltd 荷電粒子治療装置及び荷電粒子治療システム
US7038403B2 (en) 2003-07-31 2006-05-02 Ge Medical Technology Services, Inc. Method and apparatus for maintaining alignment of a cyclotron dee
US7199382B2 (en) 2003-08-12 2007-04-03 Loma Linda University Medical Center Patient alignment system with external measurement and object coordination for radiation therapy system
WO2005018735A2 (en) 2003-08-12 2005-03-03 Loma Linda University Medical Center Modular patient support system
JP3685194B2 (ja) 2003-09-10 2005-08-17 株式会社日立製作所 粒子線治療装置，レンジモジュレーション回転装置及びレンジモジュレーション回転装置の取り付け方法
US20050058245A1 (en) 2003-09-11 2005-03-17 Moshe Ein-Gal Intensity-modulated radiation therapy with a multilayer multileaf collimator
US7557360B2 (en) 2003-10-16 2009-07-07 Alis Corporation Ion sources, systems and methods
US7557359B2 (en) 2003-10-16 2009-07-07 Alis Corporation Ion sources, systems and methods
US7786452B2 (en) 2003-10-16 2010-08-31 Alis Corporation Ion sources, systems and methods
US7554096B2 (en) 2003-10-16 2009-06-30 Alis Corporation Ion sources, systems and methods
US7557361B2 (en) 2003-10-16 2009-07-07 Alis Corporation Ion sources, systems and methods
US7786451B2 (en) 2003-10-16 2010-08-31 Alis Corporation Ion sources, systems and methods
US7557358B2 (en) 2003-10-16 2009-07-07 Alis Corporation Ion sources, systems and methods
US7554097B2 (en) 2003-10-16 2009-06-30 Alis Corporation Ion sources, systems and methods
US7154991B2 (en) 2003-10-17 2006-12-26 Accuray, Inc. Patient positioning assembly for therapeutic radiation system
CN1537657A (zh) 2003-10-22 2004-10-20 高春平 手术中放射治疗装置
US7295648B2 (en) 2003-10-23 2007-11-13 Elektra Ab (Publ) Method and apparatus for treatment by ionizing radiation
JP4114590B2 (ja) 2003-10-24 2008-07-09 株式会社日立製作所 粒子線治療装置
JP3912364B2 (ja) 2003-11-07 2007-05-09 株式会社日立製作所 粒子線治療装置
US20080164416A1 (en) 2003-12-04 2008-07-10 Paul Scherrer Institut Inorganic Scintillating Mixture and a Sensor Assembly For Charged Particle Dosimetry
JP3643371B1 (ja) 2003-12-10 2005-04-27 株式会社日立製作所 粒子線照射装置及び照射野形成装置の調整方法
JP4443917B2 (ja) 2003-12-26 2010-03-31 株式会社日立製作所 粒子線治療装置
US7173385B2 (en) 2004-01-15 2007-02-06 The Regents Of The University Of California Compact accelerator
US7710051B2 (en) 2004-01-15 2010-05-04 Lawrence Livermore National Security, Llc Compact accelerator for medical therapy
CN1696652A (zh) 2004-02-23 2005-11-16 塞威公司 带电粒子束装置探针操作
EP1584353A1 (en) 2004-04-05 2005-10-12 Paul Scherrer Institut A system for delivery of proton therapy
US8160205B2 (en) 2004-04-06 2012-04-17 Accuray Incorporated Robotic arm for patient positioning assembly
US7860550B2 (en) 2004-04-06 2010-12-28 Accuray, Inc. Patient positioning assembly
JP4257741B2 (ja) 2004-04-19 2009-04-22 三菱電機株式会社 荷電粒子ビーム加速器、荷電粒子ビーム加速器を用いた粒子線照射医療システムおよび、粒子線照射医療システムの運転方法
DE102004027071A1 (de) 2004-05-19 2006-01-05 Gesellschaft für Schwerionenforschung mbH Strahlzuteilungsvorrichtung und Strahlzuteilungsverfahren für medizinische Teilchenbeschleuniger
DE102004028035A1 (de) 2004-06-09 2005-12-29 Gesellschaft für Schwerionenforschung mbH Vorrichtung und Verfahren zur Kompensation von Bewegungen eines Zielvolumens während einer Ionenstrahl-Bestrahlung
DE202004009421U1 (de) 2004-06-16 2005-11-03 Gesellschaft für Schwerionenforschung mbH Teilchenbeschleuniger für die Strahlentherapie mit Ionenstrahlen
US7073508B2 (en) 2004-06-25 2006-07-11 Loma Linda University Medical Center Method and device for registration and immobilization
US7135678B2 (en) 2004-07-09 2006-11-14 Credence Systems Corporation Charged particle guide
JP4104008B2 (ja) 2004-07-21 2008-06-18 独立行政法人放射線医学総合研究所 螺旋軌道型荷電粒子加速器及びその加速方法
US7208748B2 (en) 2004-07-21 2007-04-24 Still River Systems, Inc. Programmable particle scatterer for radiation therapy beam formation
CN101061759B (zh) 2004-07-21 2011-05-25 斯蒂尔瑞弗系统有限公司 用于同步回旋加速器的可编程的射频波形发生器
US6965116B1 (en) 2004-07-23 2005-11-15 Applied Materials, Inc. Method of determining dose uniformity of a scanning ion implanter
JP4489529B2 (ja) 2004-07-28 2010-06-23 株式会社日立製作所 粒子線治療システム及び粒子線治療システムの制御システム
GB2418061B (en) 2004-09-03 2006-10-18 Zeiss Carl Smt Ltd Scanning particle beam instrument
JP2006128087A (ja) 2004-09-30 2006-05-18 Hitachi Ltd 荷電粒子ビーム出射装置及び荷電粒子ビーム出射方法
DE102004048212B4 (de) 2004-09-30 2007-02-01 Siemens Ag Strahlentherapieanlage mit Bildgebungsvorrichtung
JP3806723B2 (ja) 2004-11-16 2006-08-09 株式会社日立製作所 粒子線照射システム
DE102004057726B4 (de) 2004-11-30 2010-03-18 Siemens Ag Medizinische Untersuchungs- und Behandlungseinrichtung
CN100561332C (zh) 2004-12-09 2009-11-18 Ge医疗系统环球技术有限公司 X射线辐照器和x射线成像设备
US7122966B2 (en) 2004-12-16 2006-10-17 General Electric Company Ion source apparatus and method
WO2006076545A2 (en) 2005-01-14 2006-07-20 Indiana University Research And Technology Corporation Automatic retractable floor system for a rotating gantry
US7193227B2 (en) 2005-01-24 2007-03-20 Hitachi, Ltd. Ion beam therapy system and its couch positioning method
US7468506B2 (en) 2005-01-26 2008-12-23 Applied Materials, Israel, Ltd. Spot grid array scanning system
DE112005002171B4 (de) 2005-02-04 2009-11-12 Mitsubishi Denki K.K. Teilchenstrahl-Bestrahlungsverfahren und dafür verwendete Teilchenstrahl-Bestrahlungsvorrichtung
CN101031336B (zh) 2005-02-04 2011-08-10 三菱电机株式会社 粒子射线照射方法及该方法中使用的粒子射线照射装置
GB2422958B (en) 2005-02-04 2008-07-09 Siemens Magnet Technology Ltd Quench protection circuit for a superconducting magnet
JP4219905B2 (ja) 2005-02-25 2009-02-04 株式会社日立製作所 放射線治療装置の回転ガントリー
WO2006094533A1 (en) 2005-03-09 2006-09-14 Paul Scherrer Institute System for taking wide-field beam-eye-view (bev) x-ray-images simultaneously to the proton therapy delivery
JP4363344B2 (ja) 2005-03-15 2009-11-11 三菱電機株式会社 粒子線加速器
JP4751635B2 (ja) 2005-04-13 2011-08-17 株式会社日立ハイテクノロジーズ 磁界重畳型電子銃
JP4158931B2 (ja) 2005-04-13 2008-10-01 三菱電機株式会社 粒子線治療装置
US7420182B2 (en) 2005-04-27 2008-09-02 Busek Company Combined radio frequency and hall effect ion source and plasma accelerator system
US7014361B1 (en) 2005-05-11 2006-03-21 Moshe Ein-Gal Adaptive rotator for gantry
WO2006126075A2 (en) 2005-05-27 2006-11-30 Ion Beam Applications, S.A. Device and method for quality assurance and online verification of radiation therapy
US7575242B2 (en) 2005-06-16 2009-08-18 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Collimator change cart
GB2427478B (en) 2005-06-22 2008-02-20 Siemens Magnet Technology Ltd Particle radiation therapy equipment and method for simultaneous application of magnetic resonance imaging and particle radiation
US7436932B2 (en) 2005-06-24 2008-10-14 Varian Medical Systems Technologies, Inc. X-ray radiation sources with low neutron emissions for radiation scanning
JP3882843B2 (ja) 2005-06-30 2007-02-21 株式会社日立製作所 回転照射装置
CN100564232C (zh) 2005-07-13 2009-12-02 克朗设备公司 材料装卸车辆
JP2009506800A (ja) 2005-07-22 2009-02-19 トモセラピー・インコーポレーテッド 線量デリバリを予測する方法およびシステム
JP2009502255A (ja) 2005-07-22 2009-01-29 トモセラピー・インコーポレーテッド 治療プランのデリバリにおける品質保証基準を評価するための方法およびシステム
US7643661B2 (en) 2005-07-22 2010-01-05 Tomo Therapy Incorporated Method and system for evaluating delivered dose
EP1906827A4 (en) 2005-07-22 2009-10-21 Tomotherapy Inc SYSTEM AND METHOD FOR EVALUATING THE DOSE USED BY A RADIATION THERAPY SYSTEM
CA2616306A1 (en) 2005-07-22 2007-02-01 Tomotherapy Incorporated Method and system for processing data relating to a radiation therapy treatment plan
EP1907065B1 (en) 2005-07-22 2012-11-07 TomoTherapy, Inc. Method and system for adapting a radiation therapy treatment plan based on a biological model
ATE511885T1 (de) 2005-07-22 2011-06-15 Tomotherapy Inc Verfahren zur bestimmung eines interessierenden bereiches von oberflächenstrukturen mit einem dosiervolumenhistogramm
US7567694B2 (en) 2005-07-22 2009-07-28 Tomotherapy Incorporated Method of placing constraints on a deformation map and system for implementing same
DE102006033501A1 (de) 2005-08-05 2007-02-15 Siemens Ag Gantry-System für eine Partikeltherapieanlage
EP1752992A1 (de) 2005-08-12 2007-02-14 Siemens Aktiengesellschaft Vorrichtung zur Anpassung mindestens eines Partikelstrahlparameters eines Partikelstrahls einer Partikelbeschleunigeranlage und Partikelbeschleunigeranlage mit einer derartigen Vorrichtung
DE102005038242B3 (de) 2005-08-12 2007-04-12 Siemens Ag Vorrichtung zur Aufweitung einer Partikelenergieverteilung eines Partikelstrahls einer Partikeltherapieanlage, Strahlüberwachungs- und Strahlanpassungseinheit und Verfahren
DE102005041122B3 (de) 2005-08-30 2007-05-31 Siemens Ag Gantry-System für eine Partikeltherapieanlage, Partikeltherapieanlage und Bestrahlungsverfahren für eine Partikeltherapieanlage mit einem derartigen Gantry-System
US20070061937A1 (en) 2005-09-06 2007-03-22 Curle Dennis W Method and apparatus for aerodynamic hat brim and hat
JP5245193B2 (ja) 2005-09-07 2013-07-24 株式会社日立製作所 荷電粒子ビーム照射システム及び荷電粒子ビーム出射方法
DE102005044409B4 (de) 2005-09-16 2007-11-29 Siemens Ag Partikeltherapieanlage und Verfahren zur Ausbildung eines Strahlpfads für einen Bestrahlungsvorgang in einer Partikeltherapieanlage
DE102005044408B4 (de) 2005-09-16 2008-03-27 Siemens Ag Partikeltherapieanlage, Verfahren und Vorrichtung zur Anforderung eines Partikelstrahls
US7295649B2 (en) 2005-10-13 2007-11-13 Varian Medical Systems Technologies, Inc. Radiation therapy system and method of using the same
US7658901B2 (en) 2005-10-14 2010-02-09 The Trustees Of Princeton University Thermally exfoliated graphite oxide
KR20080059579A (ko) 2005-10-24 2008-06-30 로렌스 리버모어 내쇼날 시큐리티, 엘엘시 광학적으로 기동되는 탄화규소 고전압 스위치
WO2007051312A1 (en) 2005-11-07 2007-05-10 Fibics Incorporated Apparatus and method for surface modification using charged particle beams
DE102005053719B3 (de) 2005-11-10 2007-07-05 Siemens Ag Partikeltherapieanlage, Therapieplan und Bestrahlungsverfahren für eine derartige Partikeltherapieanlage
US7615942B2 (en) 2005-11-14 2009-11-10 Lawrence Livermore National Security, Llc Cast dielectric composite linear accelerator
EP2389983B1 (en) 2005-11-18 2016-05-25 Mevion Medical Systems, Inc. Charged particle radiation therapy
US7459899B2 (en) 2005-11-21 2008-12-02 Thermo Fisher Scientific Inc. Inductively-coupled RF power source
EP1795229A1 (en) 2005-12-12 2007-06-13 Ion Beam Applications S.A. Device and method for positioning a patient in a radiation therapy apparatus
DE102005063220A1 (de) 2005-12-22 2007-06-28 GSI Gesellschaft für Schwerionenforschung mbH Vorrichtung zum Bestrahlen von Tumorgewebe eines Patienten mit einem Teilchenstrahl
WO2007084701A1 (en) 2006-01-19 2007-07-26 Massachusetts Institute Of Technology Magnet structure for particle acceleration
US7656258B1 (en) 2006-01-19 2010-02-02 Massachusetts Institute Of Technology Magnet structure for particle acceleration
US7432516B2 (en) 2006-01-24 2008-10-07 Brookhaven Science Associates, Llc Rapid cycling medical synchrotron and beam delivery system
JP4696965B2 (ja) 2006-02-24 2011-06-08 株式会社日立製作所 荷電粒子ビーム照射システム及び荷電粒子ビーム出射方法
JP4310319B2 (ja) 2006-03-10 2009-08-05 三菱重工業株式会社 放射線治療装置制御装置および放射線照射方法
DE102006011828A1 (de) 2006-03-13 2007-09-20 Gesellschaft für Schwerionenforschung mbH Bestrahlungsverifikationsvorrichtung für Strahlentherapieanlagen und Verfahren zur Handhabung derselben
DE102006012680B3 (de) 2006-03-20 2007-08-02 Siemens Ag Partikeltherapie-Anlage und Verfahren zum Ausgleichen einer axialen Abweichung in der Position eines Partikelstrahls einer Partikeltherapie-Anlage
JP4644617B2 (ja) 2006-03-23 2011-03-02 株式会社日立ハイテクノロジーズ 荷電粒子線装置
JP4910446B2 (ja) 2006-03-28 2012-04-04 アイシン精機株式会社 自動変速機の変速制御装置
JP4730167B2 (ja) * 2006-03-29 2011-07-20 株式会社日立製作所 粒子線照射システム
US7507975B2 (en) 2006-04-21 2009-03-24 Varian Medical Systems, Inc. System and method for high resolution radiation field shaping
US8426833B2 (en) * 2006-05-12 2013-04-23 Brookhaven Science Associates, Llc Gantry for medical particle therapy facility
US8173981B2 (en) 2006-05-12 2012-05-08 Brookhaven Science Associates, Llc Gantry for medical particle therapy facility
US7582886B2 (en) 2006-05-12 2009-09-01 Brookhaven Science Associates, Llc Gantry for medical particle therapy facility
US7466085B2 (en) 2007-04-17 2008-12-16 Advanced Biomarker Technologies, Llc Cyclotron having permanent magnets
US7476883B2 (en) 2006-05-26 2009-01-13 Advanced Biomarker Technologies, Llc Biomarker generator system
US7402822B2 (en) 2006-06-05 2008-07-22 Varian Medical Systems Technologies, Inc. Particle beam nozzle transport system
US7817836B2 (en) 2006-06-05 2010-10-19 Varian Medical Systems, Inc. Methods for volumetric contouring with expert guidance
JP5116996B2 (ja) 2006-06-20 2013-01-09 キヤノン株式会社 荷電粒子線描画方法、露光装置、及びデバイス製造方法
US7990524B2 (en) 2006-06-30 2011-08-02 The University Of Chicago Stochastic scanning apparatus using multiphoton multifocal source
JP4206414B2 (ja) 2006-07-07 2009-01-14 株式会社日立製作所 荷電粒子ビーム出射装置及び荷電粒子ビーム出射方法
WO2008013944A2 (en) 2006-07-28 2008-01-31 Tomotherapy Incorporated Method and apparatus for calibrating a radiation therapy treatment system
JP4872540B2 (ja) 2006-08-31 2012-02-08 株式会社日立製作所 回転照射治療装置
JP4881677B2 (ja) 2006-08-31 2012-02-22 株式会社日立ハイテクノロジーズ 荷電粒子線走査方法及び荷電粒子線装置
US7701677B2 (en) 2006-09-07 2010-04-20 Massachusetts Institute Of Technology Inductive quench for magnet protection
JP4365844B2 (ja) 2006-09-08 2009-11-18 三菱電機株式会社 荷電粒子線の線量分布測定装置
US7950587B2 (en) 2006-09-22 2011-05-31 The Board of Regents of the Nevada System of Higher Education on behalf of the University of Reno, Nevada Devices and methods for storing data
US8069675B2 (en) 2006-10-10 2011-12-06 Massachusetts Institute Of Technology Cryogenic vacuum break thermal coupler
DE102006048426B3 (de) 2006-10-12 2008-05-21 Siemens Ag Verfahren zur Bestimmung der Reichweite von Strahlung
DE202006019307U1 (de) 2006-12-21 2008-04-24 Accel Instruments Gmbh Bestrahlungsvorrichtung
US8405056B2 (en) 2006-12-28 2013-03-26 Fondazione per Adroterapia Oncologica—TERA Ion acceleration system for medical and/or other applications
JP4655046B2 (ja) 2007-01-10 2011-03-23 三菱電機株式会社 線形イオン加速器
FR2911843B1 (fr) 2007-01-30 2009-04-10 Peugeot Citroen Automobiles Sa Systeme de chariots pour le transport et la manipulation de bacs destines a l'approvisionnement en pieces d'une ligne de montage de vehicules
JP4228018B2 (ja) 2007-02-16 2009-02-25 三菱重工業株式会社 医療装置
JP4936924B2 (ja) 2007-02-20 2012-05-23 稔 植松 粒子線照射システム
US7977648B2 (en) 2007-02-27 2011-07-12 Wisconsin Alumni Research Foundation Scanning aperture ion beam modulator
US8093568B2 (en) 2007-02-27 2012-01-10 Wisconsin Alumni Research Foundation Ion radiation therapy system with rocking gantry motion
US7397901B1 (en) 2007-02-28 2008-07-08 Varian Medical Systems Technologies, Inc. Multi-leaf collimator with leaves formed of different materials
US7453076B2 (en) 2007-03-23 2008-11-18 Nanolife Sciences, Inc. Bi-polar treatment facility for treating target cells with both positive and negative ions
US7778488B2 (en) 2007-03-23 2010-08-17 Varian Medical Systems International Ag Image deformation using multiple image regions
US8041006B2 (en) 2007-04-11 2011-10-18 The Invention Science Fund I Llc Aspects of compton scattered X-ray visualization, imaging, or information providing
DE102007020599A1 (de) 2007-05-02 2008-11-06 Siemens Ag Partikeltherapieanlage
DE102007021033B3 (de) 2007-05-04 2009-03-05 Siemens Ag Strahlführungsmagnet zur Ablenkung eines Strahls elektrisch geladener Teilchen längs einer gekrümmten Teilchenbahn und Bestrahlungsanlage mit einem solchen Magneten
US7668291B2 (en) 2007-05-18 2010-02-23 Varian Medical Systems International Ag Leaf sequencing
JP5004659B2 (ja) 2007-05-22 2012-08-22 株式会社日立ハイテクノロジーズ 荷電粒子線装置
US7947969B2 (en) 2007-06-27 2011-05-24 Mitsubishi Electric Corporation Stacked conformation radiotherapy system and particle beam therapy apparatus employing the same
DE102007036035A1 (de) 2007-08-01 2009-02-05 Siemens Ag Steuervorrichtung zur Steuerung eines Bestrahlungsvorgangs, Partikeltherapieanlage sowie Verfahren zur Bestrahlung eines Zielvolumens
US7770231B2 (en) 2007-08-02 2010-08-03 Veeco Instruments, Inc. Fast-scanning SPM and method of operating same
GB2451708B (en) 2007-08-10 2011-07-13 Tesla Engineering Ltd Cooling methods
JP4339904B2 (ja) 2007-08-17 2009-10-07 株式会社日立製作所 粒子線治療システム
CN101854865A (zh) 2007-09-04 2010-10-06 断层放疗公司 患者支撑装置
DE102007042340C5 (de) 2007-09-06 2011-09-22 Mt Mechatronics Gmbh Partikeltherapie-Anlage mit verfahrbarem C-Bogen
US7848488B2 (en) 2007-09-10 2010-12-07 Varian Medical Systems, Inc. Radiation systems having tiltable gantry
WO2009035080A1 (ja) 2007-09-12 2009-03-19 Kabushiki Kaisha Toshiba 粒子線ビーム照射装置および粒子線ビーム照射方法
US7582866B2 (en) 2007-10-03 2009-09-01 Shimadzu Corporation Ion trap mass spectrometry
US8003964B2 (en) 2007-10-11 2011-08-23 Still River Systems Incorporated Applying a particle beam to a patient
DE102007050035B4 (de) 2007-10-17 2015-10-08 Siemens Aktiengesellschaft Vorrichtung und Verfahren zur Ablenkung eines Strahls elektrisch geladener Teilchen auf eine gekrümmte Teilchenbahn
DE102007050168B3 (de) 2007-10-19 2009-04-30 Siemens Ag Gantry, Partikeltherapieanlage sowie Verfahren zum Betreiben einer Gantry mit beweglichem Stellelement
JP5615711B2 (ja) 2007-10-29 2014-10-29 イオン・ビーム・アプリケーションズ・エス・アー 円形の粒子加速器
US8581523B2 (en) 2007-11-30 2013-11-12 Mevion Medical Systems, Inc. Interrupted particle source
US8933650B2 (en) * 2007-11-30 2015-01-13 Mevion Medical Systems, Inc. Matching a resonant frequency of a resonant cavity to a frequency of an input voltage
TWI448313B (zh) 2007-11-30 2014-08-11 Mevion Medical Systems Inc 具有一內部起重機龍門架之系統
ES2546676T3 (es) 2007-11-30 2015-09-25 Mevion Medical Systems, Inc. Pórtico interior
US8085899B2 (en) 2007-12-12 2011-12-27 Varian Medical Systems International Ag Treatment planning system and method for radiotherapy
ATE521979T1 (de) 2007-12-17 2011-09-15 Zeiss Carl Nts Gmbh Rasterabtaststrahlen geladener teilchen
AU2008352940B2 (en) 2007-12-19 2014-06-05 Singulex, Inc. Scanning analyzer for single molecule detection and methods of use
JP5074915B2 (ja) 2007-12-21 2012-11-14 株式会社日立製作所 荷電粒子ビーム照射システム
DE102008005069B4 (de) 2008-01-18 2017-06-08 Siemens Healthcare Gmbh Positioniervorrichtung zum Positionieren eines Patienten, Partikeltherapieanlage sowie Verfahren zum Betreiben einer Positioniervorrichtung
DE102008014406A1 (de) 2008-03-14 2009-09-24 Siemens Aktiengesellschaft Partikeltherapieanlage und Verfahren zur Modulation eines in einem Beschleuniger erzeugten Partikelstrahls
US7919765B2 (en) 2008-03-20 2011-04-05 Varian Medical Systems Particle Therapy Gmbh Non-continuous particle beam irradiation method and apparatus
JP5107113B2 (ja) 2008-03-28 2012-12-26 住友重機械工業株式会社 荷電粒子線照射装置
DE102008018417A1 (de) 2008-04-10 2009-10-29 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Vorrichtung zum Erstellen eines Bestrahlungsplans
JP4719241B2 (ja) 2008-04-15 2011-07-06 三菱電機株式会社 円形加速器
US7759642B2 (en) 2008-04-30 2010-07-20 Applied Materials Israel, Ltd. Pattern invariant focusing of a charged particle beam
US8291717B2 (en) 2008-05-02 2012-10-23 Massachusetts Institute Of Technology Cryogenic vacuum break thermal coupler with cross-axial actuation
JP4691574B2 (ja) 2008-05-14 2011-06-01 株式会社日立製作所 荷電粒子ビーム出射装置及び荷電粒子ビーム出射方法
US8198607B2 (en) 2008-05-22 2012-06-12 Vladimir Balakin Tandem accelerator method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system
US7940894B2 (en) 2008-05-22 2011-05-10 Vladimir Balakin Elongated lifetime X-ray method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system
US8144832B2 (en) 2008-05-22 2012-03-27 Vladimir Balakin X-ray tomography method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system
US8373145B2 (en) 2008-05-22 2013-02-12 Vladimir Balakin Charged particle cancer therapy system magnet control method and apparatus
US8368038B2 (en) 2008-05-22 2013-02-05 Vladimir Balakin Method and apparatus for intensity control of a charged particle beam extracted from a synchrotron
US8569717B2 (en) 2008-05-22 2013-10-29 Vladimir Balakin Intensity modulated three-dimensional radiation scanning method and apparatus
US8178859B2 (en) 2008-05-22 2012-05-15 Vladimir Balakin Proton beam positioning verification method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system
US8378321B2 (en) 2008-05-22 2013-02-19 Vladimir Balakin Charged particle cancer therapy and patient positioning method and apparatus
US8373143B2 (en) 2008-05-22 2013-02-12 Vladimir Balakin Patient immobilization and repositioning method and apparatus used in conjunction with charged particle cancer therapy
US7943913B2 (en) 2008-05-22 2011-05-17 Vladimir Balakin Negative ion source method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system
US8399866B2 (en) 2008-05-22 2013-03-19 Vladimir Balakin Charged particle extraction apparatus and method of use thereof
US8487278B2 (en) 2008-05-22 2013-07-16 Vladimir Yegorovich Balakin X-ray method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system
US8309941B2 (en) 2008-05-22 2012-11-13 Vladimir Balakin Charged particle cancer therapy and patient breath monitoring method and apparatus
US8129699B2 (en) 2008-05-22 2012-03-06 Vladimir Balakin Multi-field charged particle cancer therapy method and apparatus coordinated with patient respiration
US8093564B2 (en) 2008-05-22 2012-01-10 Vladimir Balakin Ion beam focusing lens method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system
US8089054B2 (en) 2008-05-22 2012-01-03 Vladimir Balakin Charged particle beam acceleration and extraction method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system
US8188688B2 (en) 2008-05-22 2012-05-29 Vladimir Balakin Magnetic field control method and apparatus used in conjunction with a charged particle cancer therapy system
US8288742B2 (en) 2008-05-22 2012-10-16 Vladimir Balakin Charged particle cancer therapy patient positioning method and apparatus
US7834336B2 (en) 2008-05-28 2010-11-16 Varian Medical Systems, Inc. Treatment of patient tumors by charged particle therapy
US7987053B2 (en) 2008-05-30 2011-07-26 Varian Medical Systems International Ag Monitor units calculation method for proton fields
US7801270B2 (en) 2008-06-19 2010-09-21 Varian Medical Systems International Ag Treatment plan optimization method for radiation therapy
DE102008029609A1 (de) 2008-06-23 2009-12-31 Siemens Aktiengesellschaft Vorrichtung und Verfahren zur Vermessung eines Strahlflecks eines Partikelstrahls sowie Anlage zur Erzeugung eines Partikelstrahls
US8227768B2 (en) 2008-06-25 2012-07-24 Axcelis Technologies, Inc. Low-inertia multi-axis multi-directional mechanically scanned ion implantation system
US7809107B2 (en) 2008-06-30 2010-10-05 Varian Medical Systems International Ag Method for controlling modulation strength in radiation therapy
US8093340B2 (en) 2008-07-24 2012-01-10 GM Global Technology Operations LLC High strength reversible noncovalent adhesion methods for a solid polymer-polymer interface
JP4691587B2 (ja) 2008-08-06 2011-06-01 三菱重工業株式会社 放射線治療装置および放射線照射方法
US8426933B2 (en) * 2008-08-08 2013-04-23 Araz Yacoubian Broad spectral band sensor
US7796731B2 (en) 2008-08-22 2010-09-14 Varian Medical Systems International Ag Leaf sequencing algorithm for moving targets
US8330132B2 (en) 2008-08-27 2012-12-11 Varian Medical Systems, Inc. Energy modulator for modulating an energy of a particle beam
US7835494B2 (en) 2008-08-28 2010-11-16 Varian Medical Systems International Ag Trajectory optimization method
US7817778B2 (en) 2008-08-29 2010-10-19 Varian Medical Systems International Ag Interactive treatment plan optimization for radiation therapy
JP5430115B2 (ja) 2008-10-15 2014-02-26 三菱電機株式会社 荷電粒子線ビームのスキャニング照射装置
WO2010047378A1 (ja) 2008-10-24 2010-04-29 株式会社 日立ハイテクノロジーズ 荷電粒子線装置
US7609811B1 (en) 2008-11-07 2009-10-27 Varian Medical Systems International Ag Method for minimizing the tongue and groove effect in intensity modulated radiation delivery
ES2628757T3 (es) 2008-12-31 2017-08-03 Ion Beam Applications S.A. Suelo rodante para cilindro de exploración
US7875801B2 (en) 2009-01-05 2011-01-25 The Boeing Company Thermoplastic-based, carbon nanotube-enhanced, high-conductivity wire
US7839973B2 (en) 2009-01-14 2010-11-23 Varian Medical Systems International Ag Treatment planning using modulability and visibility factors
WO2010082451A1 (ja) 2009-01-15 2010-07-22 株式会社日立ハイテクノロジーズ 荷電粒子線応用装置
GB2467595B (en) 2009-02-09 2011-08-24 Tesla Engineering Ltd Cooling systems and methods
US7835502B2 (en) 2009-02-11 2010-11-16 Tomotherapy Incorporated Target pedestal assembly and method of preserving the target
US7986768B2 (en) 2009-02-19 2011-07-26 Varian Medical Systems International Ag Apparatus and method to facilitate generating a treatment plan for irradiating a patient's treatment volume
US8053745B2 (en) 2009-02-24 2011-11-08 Moore John F Device and method for administering particle beam therapy
US8389949B2 (en) 2009-06-09 2013-03-05 Mitsusbishi Electric Corporation Particle beam therapy system and adjustment method for particle beam therapy system
US7934869B2 (en) 2009-06-30 2011-05-03 Mitsubishi Electric Research Labs, Inc. Positioning an object based on aligned images of the object
US7894574B1 (en) 2009-09-22 2011-02-22 Varian Medical Systems International Ag Apparatus and method pertaining to dynamic use of a radiation therapy collimator
US8009803B2 (en) 2009-09-28 2011-08-30 Varian Medical Systems International Ag Treatment plan optimization method for radiosurgery
US8009804B2 (en) 2009-10-20 2011-08-30 Varian Medical Systems International Ag Dose calculation method for multiple fields
US8382943B2 (en) 2009-10-23 2013-02-26 William George Clark Method and apparatus for the selective separation of two layers of material using an ultrashort pulse source of electromagnetic radiation
CN102740929B (zh) 2010-01-28 2015-07-01 三菱电机株式会社 粒子射线治疗装置
JP5463509B2 (ja) 2010-02-10 2014-04-09 株式会社東芝 粒子線ビーム照射装置及びその制御方法
EP2365514B1 (en) 2010-03-10 2015-08-26 ICT Integrated Circuit Testing Gesellschaft für Halbleiterprüftechnik mbH Twin beam charged particle column and method of operating thereof
CN102844820B (zh) 2010-05-27 2015-04-01 三菱电机株式会社 粒子射线照射系统及粒子射线照射系统的控制方法
JPWO2012014705A1 (ja) 2010-07-28 2013-09-12 住友重機械工業株式会社 荷電粒子線照射装置
US8416918B2 (en) 2010-08-20 2013-04-09 Varian Medical Systems International Ag Apparatus and method pertaining to radiation-treatment planning optimization
JP5670126B2 (ja) 2010-08-26 2015-02-18 住友重機械工業株式会社 荷電粒子線照射装置、荷電粒子線照射方法及び荷電粒子線照射プログラム
US8445872B2 (en) 2010-09-03 2013-05-21 Varian Medical Systems Particle Therapy Gmbh System and method for layer-wise proton beam current variation
US8472583B2 (en) 2010-09-29 2013-06-25 Varian Medical Systems, Inc. Radiation scanning of objects for contraband
WO2012111125A1 (ja) 2011-02-17 2012-08-23 三菱電機株式会社 粒子線治療装置
JP5665721B2 (ja) * 2011-02-28 2015-02-04 三菱電機株式会社 円形加速器および円形加速器の運転方法
US8653314B2 (en) 2011-05-22 2014-02-18 Fina Technology, Inc. Method for providing a co-feed in the coupling of toluene with a carbon source
US8558485B2 (en) 2011-07-07 2013-10-15 Ionetix Corporation Compact, cold, superconducting isochronous cyclotron
EP2786643B1 (en) 2011-11-29 2015-03-04 Ion Beam Applications Rf device for synchrocyclotron
ES2675349T3 (es) 2012-03-06 2018-07-10 Tesla Engineering Limited Criostatos con varias orientaciones
US8581525B2 (en) 2012-03-23 2013-11-12 Massachusetts Institute Of Technology Compensated precessional beam extraction for cyclotrons
US9603235B2 (en) 2012-07-27 2017-03-21 Massachusetts Institute Of Technology Phase-lock loop synchronization between beam orbit and RF drive in synchrocyclotrons
US8975836B2 (en) 2012-07-27 2015-03-10 Massachusetts Institute Of Technology Ultra-light, magnetically shielded, high-current, compact cyclotron
JP2014038738A (ja) 2012-08-13 2014-02-27 Sumitomo Heavy Ind Ltd サイクロトロン
GB201217782D0 (en) 2012-10-04 2012-11-14 Tesla Engineering Ltd Magnet apparatus
US8791656B1 (en) 2013-05-31 2014-07-29 Mevion Medical Systems, Inc. Active return system
US9730308B2 (en) 2013-06-12 2017-08-08 Mevion Medical Systems, Inc. Particle accelerator that produces charged particles having variable energies

Also Published As

Publication number Publication date
JP6054336B2 (ja) 2016-12-27
US20140371511A1 (en) 2014-12-18
JP2015002176A (ja) 2015-01-05
EP2814304A1 (en) 2014-12-17
CN104244562A (zh) 2014-12-24
CN104244562B (zh) 2018-05-18
US9730308B2 (en) 2017-08-08
EP2814304B1 (en) 2017-03-01

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