JP2003159342A - 医療用加速器及び医療用加速器の騒音低減方法 - Google Patents
医療用加速器及び医療用加速器の騒音低減方法Info
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- JP2003159342A JP2003159342A JP2001361457A JP2001361457A JP2003159342A JP 2003159342 A JP2003159342 A JP 2003159342A JP 2001361457 A JP2001361457 A JP 2001361457A JP 2001361457 A JP2001361457 A JP 2001361457A JP 2003159342 A JP2003159342 A JP 2003159342A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 医療用加速器の騒音を低減する。
【解決手段】 医療用加速器２０において、誘導鉄心５
の発生する騒音を集音器１０で収集し、収集する騒音が
零に近づくよう誘導鉄心５の発生する騒音を打ち消す音
をスピーカ１４から発生させるフィードバック制御シス
テム１１、１２、１３、１８を備えたものである。
の発生する騒音を集音器１０で収集し、収集する騒音が
零に近づくよう誘導鉄心５の発生する騒音を打ち消す音
をスピーカ１４から発生させるフィードバック制御シス
テム１１、１２、１３、１８を備えたものである。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、荷電粒子を患者
に照射し、治療を行うための、医療用加速器及び医療用
加速器の騒音低減方法に関するものである。
に照射し、治療を行うための、医療用加速器及び医療用
加速器の騒音低減方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】図３は例えば「E1ectron Model Fixed Fi
eld A1ternating Gradient Accelerator」 （THE REVIEW
OF SCIENTIFIC INSTRUMENTS, VOLUME 28, NUMBER 6, J
UNE, 1957, F.T.Cole et al)に示されたベータトロン加
速を用いたＦＦＡＧ電子加速器である。図において、２
０は電子加速器である。１および２は、電子加速器２０
において、それぞれ粒子ビームが円形軌道を安定に周回
するための収束および発散機能を司る結合型偏向電磁
石、３は粒子ビームが周回する真空ダクト、４は粒子ビ
ームを入射エネルギーから所定のエネルギーまで加速す
るための加速ギャップ、５は加速ギャップ４に誘導起電
力を発生させるための誘導鉄心（以下ベータトロンコア
と呼ぶ）、６は粒子ビーム入射用セプタム電磁石、７は
電子銃、８は粒子ビーム取出し用キッカー電磁石、９は
粒子ビーム取出し用セプタム電磁石ある。図４は、ベー
タトロンコア５の励磁波形である。
eld A1ternating Gradient Accelerator」 （THE REVIEW
OF SCIENTIFIC INSTRUMENTS, VOLUME 28, NUMBER 6, J
UNE, 1957, F.T.Cole et al)に示されたベータトロン加
速を用いたＦＦＡＧ電子加速器である。図において、２
０は電子加速器である。１および２は、電子加速器２０
において、それぞれ粒子ビームが円形軌道を安定に周回
するための収束および発散機能を司る結合型偏向電磁
石、３は粒子ビームが周回する真空ダクト、４は粒子ビ
ームを入射エネルギーから所定のエネルギーまで加速す
るための加速ギャップ、５は加速ギャップ４に誘導起電
力を発生させるための誘導鉄心（以下ベータトロンコア
と呼ぶ）、６は粒子ビーム入射用セプタム電磁石、７は
電子銃、８は粒子ビーム取出し用キッカー電磁石、９は
粒子ビーム取出し用セプタム電磁石ある。図４は、ベー
タトロンコア５の励磁波形である。
【０００３】次に動作を説明する。電子銃７からの粒子
ビームは粒子ビーム入射用セプタム電磁石６により真空
ダクト３に入射され、偏向電磁石１、２の磁場の中で、
真空ダクト３内の周回軌道上を周回する。ベータトロン
コア５が図４に示す三角波形のパルスで励磁されると、
加速ギャップ４に誘導起電力が発生する。粒子ビーム
は、この誘導起電力により加速される。その際、粒子ビ
ームは偏向電磁石１及び２により生成される磁場分布に
従い、磁場硬度（磁束密度×偏向半径）に応じた軌道を
とる。エネルギーが高くなるに従って徐々にその軌道が
外側へ移動していき、粒子ビーム取出しキツカー電磁石
８および粒子ビーム取出し用セプタム電磁石９により、
真空ダクト３の周回軌道から取り出される。
ビームは粒子ビーム入射用セプタム電磁石６により真空
ダクト３に入射され、偏向電磁石１、２の磁場の中で、
真空ダクト３内の周回軌道上を周回する。ベータトロン
コア５が図４に示す三角波形のパルスで励磁されると、
加速ギャップ４に誘導起電力が発生する。粒子ビーム
は、この誘導起電力により加速される。その際、粒子ビ
ームは偏向電磁石１及び２により生成される磁場分布に
従い、磁場硬度（磁束密度×偏向半径）に応じた軌道を
とる。エネルギーが高くなるに従って徐々にその軌道が
外側へ移動していき、粒子ビーム取出しキツカー電磁石
８および粒子ビーム取出し用セプタム電磁石９により、
真空ダクト３の周回軌道から取り出される。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】従来の医療用加速器は
以上のように構成され、ベータトロンコア５を繰り返し
パルス励磁することにより粒子ビームを加速している。
ところで、ベータトロンコア５のパルス励磁の際には、
電磁力によりベータトロンコア５から大きな騒音が発生
し、これが騒音源となる。このため、ＦＦＡＧ電子加速
器を医療の治療場所に近いところに配置すると、騒音に
より患者に大きな不安感を与えることになる。この不安
感により患者の脈や呼吸が乱れることも考えられる。あ
るいは騒音により患者が驚いて反射的に動いてしまうこ
とも考えられる。このように患者の脈や呼吸が乱れた
り、あるいは固定していた患者の位置が動いてしまうと
FFAG電子加速器から照射される粒子ビームが目標とする
標的からずれる可能性が考えられる。従って、通常はＦ
ＦＡＧ電子加速器は治療場所から遠ざけた配置にせねば
ならず、その結果、医療装置設備が大きくなり、高価な
ものになるという問題点があった。
以上のように構成され、ベータトロンコア５を繰り返し
パルス励磁することにより粒子ビームを加速している。
ところで、ベータトロンコア５のパルス励磁の際には、
電磁力によりベータトロンコア５から大きな騒音が発生
し、これが騒音源となる。このため、ＦＦＡＧ電子加速
器を医療の治療場所に近いところに配置すると、騒音に
より患者に大きな不安感を与えることになる。この不安
感により患者の脈や呼吸が乱れることも考えられる。あ
るいは騒音により患者が驚いて反射的に動いてしまうこ
とも考えられる。このように患者の脈や呼吸が乱れた
り、あるいは固定していた患者の位置が動いてしまうと
FFAG電子加速器から照射される粒子ビームが目標とする
標的からずれる可能性が考えられる。従って、通常はＦ
ＦＡＧ電子加速器は治療場所から遠ざけた配置にせねば
ならず、その結果、医療装置設備が大きくなり、高価な
ものになるという問題点があった。
【０００５】この発明は上記のような問題点を解消する
ためになされたものであり、騒音を低減することができ
る医療用加速器及び医療用加速器の騒音低減方法を実現
しようとするものである。
ためになされたものであり、騒音を低減することができ
る医療用加速器及び医療用加速器の騒音低減方法を実現
しようとするものである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】この発明に係る医療用加
速器は、粒子加速時の騒音源が発する騒音と位相が１８
０度異なる音を発生させる手段を備え、この手段からの
音により上記騒音を打ち消すようにしたものである。
速器は、粒子加速時の騒音源が発する騒音と位相が１８
０度異なる音を発生させる手段を備え、この手段からの
音により上記騒音を打ち消すようにしたものである。
【０００７】また、上記の医療用加速器において、上記
騒音源の発する騒音を集音器で収集し、収集する騒音が
零に近づくよう上記騒音源の発する騒音を打ち消す音を
スピーカから発生させるフィードバック制御システムを
備えたものである。
騒音源の発する騒音を集音器で収集し、収集する騒音が
零に近づくよう上記騒音源の発する騒音を打ち消す音を
スピーカから発生させるフィードバック制御システムを
備えたものである。
【０００８】また、上記の医療用加速器において、上記
騒音源のデータから上記騒音源の騒音を打ち消すような
音の波形を演算装置で求め、上記演算装置で求めた音の
波形を元に生成した音をスピーカで発生させて上記騒音
を打ち消し、さらに、打ち消されずに残った騒音を集音
器で収集して得た信号を上記演算装置で演算して上記残
った騒音を打ち消すような音の波形を求め、この波形を
元に生成した音を上記スピーカから発生させて上記残っ
た騒音を打ち消すようにしたものである。
騒音源のデータから上記騒音源の騒音を打ち消すような
音の波形を演算装置で求め、上記演算装置で求めた音の
波形を元に生成した音をスピーカで発生させて上記騒音
を打ち消し、さらに、打ち消されずに残った騒音を集音
器で収集して得た信号を上記演算装置で演算して上記残
った騒音を打ち消すような音の波形を求め、この波形を
元に生成した音を上記スピーカから発生させて上記残っ
た騒音を打ち消すようにしたものである。
【０００９】また、この発明に係る医療用加速器の騒音
低減方法は、粒子加速時の騒音源が発する騒音を打ち消
す音の波形を演算により求め、この演算により求めた波
形から上記騒音を打ち消す音を生成して上記騒音を低減
し、さらに、打ち消されずに残った騒音を収集して上記
残った騒音を打ち消す音の波形を演算により求め、この
演算により求めた波形から上記残った騒音を打ち消す音
を生成し、この作業を繰り返すことにより、上記騒音源
が発する騒音を零に近づけるようにしたものである。
低減方法は、粒子加速時の騒音源が発する騒音を打ち消
す音の波形を演算により求め、この演算により求めた波
形から上記騒音を打ち消す音を生成して上記騒音を低減
し、さらに、打ち消されずに残った騒音を収集して上記
残った騒音を打ち消す音の波形を演算により求め、この
演算により求めた波形から上記残った騒音を打ち消す音
を生成し、この作業を繰り返すことにより、上記騒音源
が発する騒音を零に近づけるようにしたものである。
【００１０】
【発明の実施の形態】実施の形態１．以下、この発明の
実施の形態１を図に基づいて説明する。なお、以下の実
施の形態では、ＦＦＡＧ電子加速器を例とし、また、そ
の騒音源をベータトロンコアとして説明する。図１にお
いて、２０及び１乃至５は図３と同様のものであるので
説明を省略する。１０はベータトロンコア５から発生す
る騒音を収集し、音を電気信号に変換する集音器、１１
は集音器１０からの電気信号を増幅するアンプ、１２
は、アンプ１１から出力される電気信号の正負を反転す
る反転回路、１３はＰＩＤ（比例、積分、微分）制御を
行うＰＩＤ制御回路、１８は、ＰＩＤ制御回路１３から
の信号をインピーダンス変換してスピーカ１４を駆動す
るためのドライブアンブ、１４は電気信号を音声に変換
するスビーカである。スピーカ１４はベータトロンコア
５の近傍に設置されている。
実施の形態１を図に基づいて説明する。なお、以下の実
施の形態では、ＦＦＡＧ電子加速器を例とし、また、そ
の騒音源をベータトロンコアとして説明する。図１にお
いて、２０及び１乃至５は図３と同様のものであるので
説明を省略する。１０はベータトロンコア５から発生す
る騒音を収集し、音を電気信号に変換する集音器、１１
は集音器１０からの電気信号を増幅するアンプ、１２
は、アンプ１１から出力される電気信号の正負を反転す
る反転回路、１３はＰＩＤ（比例、積分、微分）制御を
行うＰＩＤ制御回路、１８は、ＰＩＤ制御回路１３から
の信号をインピーダンス変換してスピーカ１４を駆動す
るためのドライブアンブ、１４は電気信号を音声に変換
するスビーカである。スピーカ１４はベータトロンコア
５の近傍に設置されている。
【００１１】次に動作を説明する。電子加速器２０を始
動すると、ベータトロンコア５は、図４に示されるパル
ス波形で励磁されるため、波形の繰り返し周波数を主要
な周波数成分とする繰り返しパターンの騒音が発生す
る。この騒音を集音器１０で集音し電気信号に変える。
この電気信号は、アンプ１１で増幅され、反転回路１２
で電圧の正負が反転され、ＰＩＤ制御回路１３で、ＰＩ
Ｄ制御され、ドライブアンプ１８を通してスピーカ１４
で音に変換される。スビーカ１４から発する音は、ベー
タトロンコア５が発する騒音と位相が１８０度ずらされ
ているため、ベータトロンコア５の騒音を打ち消すこと
になる。このようにして、集音器１０で集音される騒音
が零になる状態で、集音器１０からスピーカ１４までの
フィードバックループは平衡状態となり、電子加速器２
０が発する騒音は低減される。
動すると、ベータトロンコア５は、図４に示されるパル
ス波形で励磁されるため、波形の繰り返し周波数を主要
な周波数成分とする繰り返しパターンの騒音が発生す
る。この騒音を集音器１０で集音し電気信号に変える。
この電気信号は、アンプ１１で増幅され、反転回路１２
で電圧の正負が反転され、ＰＩＤ制御回路１３で、ＰＩ
Ｄ制御され、ドライブアンプ１８を通してスピーカ１４
で音に変換される。スビーカ１４から発する音は、ベー
タトロンコア５が発する騒音と位相が１８０度ずらされ
ているため、ベータトロンコア５の騒音を打ち消すこと
になる。このようにして、集音器１０で集音される騒音
が零になる状態で、集音器１０からスピーカ１４までの
フィードバックループは平衡状態となり、電子加速器２
０が発する騒音は低減される。
【００１２】実施の形態２．次に、この発明の実施の形
態２を図２に基づいて説明する。図２において、図１に
相当する部分には同一符号を付して説明を省略する。１
５は、アンプ１１の出力をデジタル信号に変換するＡ／
Ｄ変換回路、１６はＡ／Ｄ変換回路１５が変換したデジ
タルデータを高速で演算処理するデジタル・シグナル・
プロセッサ（以下ＤＳＰと呼ぶ）、１７はＤＳＰ１６が
出力する演算結果（デジタルデータ）をアナログ信号に
変換するＤ／Ａ変換回路である。
態２を図２に基づいて説明する。図２において、図１に
相当する部分には同一符号を付して説明を省略する。１
５は、アンプ１１の出力をデジタル信号に変換するＡ／
Ｄ変換回路、１６はＡ／Ｄ変換回路１５が変換したデジ
タルデータを高速で演算処理するデジタル・シグナル・
プロセッサ（以下ＤＳＰと呼ぶ）、１７はＤＳＰ１６が
出力する演算結果（デジタルデータ）をアナログ信号に
変換するＤ／Ａ変換回路である。
【００１３】次に動作を説明する。電子加速器２０を始
動すると、ベータトロンコア５は、図４に示すパルス波
形で励磁されるため、波形の繰り返し周波数を主要な周
波数成分とする繰り返しパターンの騒音が発生する。Ｄ
ＳＰ１６は、予め与えられているベータトロンコア５の
励磁波形のデータから、上記騒音を打ち消す音の波形を
演算により求め、これをＤ／Ａ変換回路１７でアナログ
信号に変え、ドライブアンプ１８に加え、スピーカ１４
から上記騒音を打ち消す音を発生させる。
動すると、ベータトロンコア５は、図４に示すパルス波
形で励磁されるため、波形の繰り返し周波数を主要な周
波数成分とする繰り返しパターンの騒音が発生する。Ｄ
ＳＰ１６は、予め与えられているベータトロンコア５の
励磁波形のデータから、上記騒音を打ち消す音の波形を
演算により求め、これをＤ／Ａ変換回路１７でアナログ
信号に変え、ドライブアンプ１８に加え、スピーカ１４
から上記騒音を打ち消す音を発生させる。
【００１４】これにより大部分の騒音は打ち消される。
しかし打ち消されずに残る若干の騒音が発生する。この
残った騒音は集音器１０で集音され、アンプ１１で増幅
され、Ａ／Ｄ変換回路１５でデジタル信号に変換された
後、ＤＳＰ１６に供給される。ＤＳＰ１６では上記信号
から、残った騒音を打ち消す音の波形を演算により求
め、これをＤ／Ａ変換回路１７でアナログ信号に変え、
ドライブアンプ１８に加え、スピーカ１４から上記残っ
た騒音を打ち消す音を発生させる。この作業を数回繰り
返すことにより、ベータトロンコア５の騒音を限りなく
零に近づけることができる。
しかし打ち消されずに残る若干の騒音が発生する。この
残った騒音は集音器１０で集音され、アンプ１１で増幅
され、Ａ／Ｄ変換回路１５でデジタル信号に変換された
後、ＤＳＰ１６に供給される。ＤＳＰ１６では上記信号
から、残った騒音を打ち消す音の波形を演算により求
め、これをＤ／Ａ変換回路１７でアナログ信号に変え、
ドライブアンプ１８に加え、スピーカ１４から上記残っ
た騒音を打ち消す音を発生させる。この作業を数回繰り
返すことにより、ベータトロンコア５の騒音を限りなく
零に近づけることができる。
【００１５】このように、実施の形態２では、フィード
フォワード制御を利用してベータトロンコア５の発する
騒音を打ち消す音を生成し、これにより騒音の低減を図
るようにしているので、実施の形態１に比べて、フィー
ドバックループの伝達時間をなくすことができるため、
より高い周波数成分の騒音も打ち消すことができる。
フォワード制御を利用してベータトロンコア５の発する
騒音を打ち消す音を生成し、これにより騒音の低減を図
るようにしているので、実施の形態１に比べて、フィー
ドバックループの伝達時間をなくすことができるため、
より高い周波数成分の騒音も打ち消すことができる。
【００１６】ここでは、医療用加速器としてＦＦＡＧ電
子加速器を用いて説明したが、他の荷電粒子シンクロト
ロンに適用しても同様の効果を得ることができる。
子加速器を用いて説明したが、他の荷電粒子シンクロト
ロンに適用しても同様の効果を得ることができる。
【００１７】
【発明の効果】この発明の請求項１の発明によれば、医
療用加速器が発生する騒音を低減できるため、装置を医
療の治療場所近くに設置しても患者に不安を与えること
がなく、設備が簡単になる。
療用加速器が発生する騒音を低減できるため、装置を医
療の治療場所近くに設置しても患者に不安を与えること
がなく、設備が簡単になる。
【００１８】この発明の請求項２の発明によれば、騒音
の低減にフィードバックシステムを利用しているので、
簡単な構成で騒音低減効果をあげることができる。
の低減にフィードバックシステムを利用しているので、
簡単な構成で騒音低減効果をあげることができる。
【００１９】この発明の請求項３の発明によれば、フィ
ードバックループの伝達時間をなくすことができるの
で、より高い周波数成分の騒音に対しても効果的に打ち
消すことができる。
ードバックループの伝達時間をなくすことができるの
で、より高い周波数成分の騒音に対しても効果的に打ち
消すことができる。
【００２０】この発明の請求項４の発明によれば、騒音
源のデータからその騒音を打ち消す音を演算により求め
て騒音を打ち消し、残った騒音からさらに打ち消し音を
演算により求めて残った騒音を打ち消し、この作業を繰
り返すようにしているので、より高い周波数成分の騒音
も効果的に低減できる。
源のデータからその騒音を打ち消す音を演算により求め
て騒音を打ち消し、残った騒音からさらに打ち消し音を
演算により求めて残った騒音を打ち消し、この作業を繰
り返すようにしているので、より高い周波数成分の騒音
も効果的に低減できる。
【図１】 この発明の実施の形態１に係る医療用加速器
を示す図である。
を示す図である。
【図２】 この発明の実施の形態２に係る医療用加速器
を示す図である。
を示す図である。
【図３】 従来の医療用加速器の構成を示す図である。
【図４】 一般的なベータトロンコアの励磁波形を示す
図である。
図である。
【符号の説明】
１ 偏向電磁石、 ２ 偏向電磁石、３
真空ダクト、 ４ 加速ギャップ、５
ベータトロンコア、 ６ 粒子ビーム入射用
セプタム電磁石、７ 電子銃、 ８
キッカー電磁石、９ 粒子ビーム取出し用セプタム電
磁石、１０ 集音器、 １１ アン
プ、１２ 反転回路、 １３ ＰＩＤ制
御回路、１４ スピーカ、 １５ Ａ／
Ｄ変換回路、１６ ＤＳＰ １７
Ｄ／Ａ変換回路、１８ ドライブアンプ、 ２
０ 電子加速器。
真空ダクト、 ４ 加速ギャップ、５
ベータトロンコア、 ６ 粒子ビーム入射用
セプタム電磁石、７ 電子銃、 ８
キッカー電磁石、９ 粒子ビーム取出し用セプタム電
磁石、１０ 集音器、 １１ アン
プ、１２ 反転回路、 １３ ＰＩＤ制
御回路、１４ スピーカ、 １５ Ａ／
Ｄ変換回路、１６ ＤＳＰ １７
Ｄ／Ａ変換回路、１８ ドライブアンプ、 ２
０ 電子加速器。
フロントページの続き
Ｆターム(参考） 2G085 AA16 BA20 EA07
4C082 AA01 AC06 AE01 AG01 AG60
AR20
5D020 AC05
5D061 FF02
Claims (4)
- 【請求項１】 粒子加速時の騒音源が発する騒音と位相
が１８０度異なる音を発生させる手段を備え、この手段
からの音により上記騒音を打ち消すようにしたことを特
徴とする医療用加速器。 - 【請求項２】 請求項１に記載の医療用加速器におい
て、上記騒音源の発する騒音を集音器で収集し、収集す
る騒音が零に近づくよう上記騒音源の発する騒音を打ち
消す音をスピーカから発生させるフィードバック制御シ
ステムを備えたことを特徴とする医療用加速器。 - 【請求項３】 請求項１に記載の医療用加速器におい
て、上記騒音源のデータから上記騒音源の騒音を打ち消
すような音の波形を演算装置で求め、上記演算装置で求
めた音の波形を元に生成した音をスピーカで発生させて
上記騒音を打ち消し、さらに、打ち消されずに残った騒
音を集音器で収集して得た信号を上記演算装置で演算し
て上記残った騒音を打ち消すような音の波形を求め、こ
の波形を元に生成した音を上記スピーカから発生させて
上記残った騒音を打ち消すようにしたことを特徴とする
医療用加速器。 - 【請求項４】 粒子加速時の騒音源のデータから、上記
騒音源が発する騒音を打ち消す音の波形を演算により求
め、この演算により求めた波形から上記騒音を打ち消す
音を生成して上記騒音を低減し、さらに、打ち消されず
に残った騒音を収集して上記残った騒音を打ち消す音の
波形を演算により求め、この演算により求めた波形から
上記残った騒音を打ち消す音を生成し、この作業を繰り
返すことにより、上記騒音源が発する騒音を零に近づけ
るようにしたことを特徴とする医療用加速器の騒音低減
方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001361457A JP2003159342A (ja) | 2001-11-27 | 2001-11-27 | 医療用加速器及び医療用加速器の騒音低減方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001361457A JP2003159342A (ja) | 2001-11-27 | 2001-11-27 | 医療用加速器及び医療用加速器の騒音低減方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003159342A true JP2003159342A (ja) | 2003-06-03 |
| JP2003159342A5 JP2003159342A5 (ja) | 2005-05-12 |
Family
ID=19172115
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001361457A Pending JP2003159342A (ja) | 2001-11-27 | 2001-11-27 | 医療用加速器及び医療用加速器の騒音低減方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2003159342A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7190764B2 (en) | 2002-10-25 | 2007-03-13 | Japan Science And Technology Agency | Electron accelerator and radiotherapy apparatus using same |
-
2001
- 2001-11-27 JP JP2001361457A patent/JP2003159342A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7190764B2 (en) | 2002-10-25 | 2007-03-13 | Japan Science And Technology Agency | Electron accelerator and radiotherapy apparatus using same |
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