JP2021043081A - ガンマ線測定器、粒子線照射システム、及び測定方法 - Google Patents

Abstract

【課題】粒子線治療システムに適用される高バックグラウンド環境で高精度にガンマ線源の方角を検出できるガンマ線測定器を提供する。【解決手段】ガンマ線測定器は、所定方向に電場が形成されたチェンバを備え、当該チェンバ内に入射したガンマ線にコンプトン散乱を発生させ、その際発生する反跳電子の軌跡と運動エネルギーとを計測する第１の検出器と、散乱したガンマ線のエネルギーと当該ガンマ線が入射した位置とを計測する第２の検出器と、第１の検出器の内部に配置され、反跳電子の残運動エネルギーを計測する第３の検出器と、第１、第２及び第３の検出器からデータを収集するデータ収集部とを備える。データ収集部は、第２の検出器と第３の検出器との同時計測が発生した場合に、データ収集を開始する。【選択図】図５

Description

本発明は、ガンマ線測定器、及び粒子線照射システムに関する。

近年、陽子線や炭素線などの粒子線を利用した治療方法が開発されている。粒子線は媒質中で連続的にエネルギーを損失し、一定の深さで停止し、粒子線の入射エネルギーが高いほど停止位置までの距離（これを飛程と呼ぶ）は長くなるという特徴がある。粒子線治療は、このような粒子線の特徴を活かし、腫瘍形状に合致した線量分布を形成可能であり、従来のＸ線治療に対して周囲の正常組織への被ばくを抑えた治療として期待される。

粒子線治療を行う場合、正確に飛程を予測することが必要であり、腫瘍に照射する粒子線のエネルギーを、患者のＣＴ画像を用いたシミュレーションによって事前に決定している（このプロセスは、照射計画、治療計画などと呼ばれる）。しかしながら、シミュレーションで用いられるＣＴ値−粒子線阻止能変換係数の不確定性などのために、シミュレーション上の飛程は実際と最大３％程度の誤差があると言われており、そのため腫瘍周辺にマージンをつけた照射計画の立案が求められている（非特許文献１）。このマージンのために、現状の粒子線治療は、飛程による高い線量集中性を最大限に活かすことが困難な場合がある。

これに対し、飛程を体外から観測することで体内における飛程の不確定性を排除し、マージンを抑制する手法、すなわち、飛程検証法が複数提案されている（非特許文献２）。その１つとして、媒質中の原子核から生じる即発ガンマ線を利用するものがある。粒子線が媒質中を通過すると、一定の確率で媒質原子核を励起し、励起した原子核から即発ガンマ線が放出される。励起原子核は粒子線の通過位置、つまり体表から飛程までの間にしか発生しないため、体外に設置したガンマ線測定器により即発ガンマ線源の方角を観測することで、体内の粒子線の飛程を特定することができる。

ガンマ線源の方角を観測可能なガンマ線測定器の代表的なものとして、電子飛跡型コンプトンカメラ（ＥＴＣＣ：Ｅｌｅｃｔｒｏｎ Ｔｒａｃｋｉｎｇ Ｃｏｍｐｔｏｎ Ｃａｍｅｒａ）がある（非特許文献３）。ＥＴＣＣは、電子を検出するマイクロピクセルチェンバー（μ−ＰＩＣ）を備えたタイムプロジェクションチェンバー（ＴＰＣ：Ｔｉｍｅ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ Ｃｈａｍｂｅｒ）とシンチレーションカウンタの２段の検出器で構成される。

ＴＰＣ内部にはアルゴンなどの気体が封入されており、ＴＰＣ内部でガンマ線がコンプトン散乱すると、反跳電子が気体を電離し、反跳電子の軌跡に沿って電離電子が発生する。ＴＰＣには一定方向に電場がかけられており、電場方向にドリフトした電離電子は、最終的にμ−ＰＩＣにて収集される。μ−ＰＩＣは短冊状に分割された２軸の電極を持ち、μ−ＰＩＣ上のどの位置に電離電子が到達したか観測することで、ＴＰＣ上での反跳電子の軌跡およびコンプトン散乱の発生位置の再構成することができる。また、電離電子の総和から反跳電子の運動エネルギーＫ_ｅが再構成される。一方、シンチレーションカウンタは、ピクセル上に分割されたシンチレーション結晶とマルチアノード型の光電子増倍管で構成され、散乱ガンマ線のエネルギーＥ_γとシンチレーションカウンタへの入射位置を観測する。

最終的に、ガンマ線源の方角は、反跳電子の軌跡から求められる電子反跳方向の単位ベクトルと、コンプトン散乱の発生位置とシンチレーションカウンタ上での散乱ガンマ線の入射位置から求められるガンマ線散乱方向の単位ベクトルと、観測されたデータ（反跳電子の運動エネルギーＫ_ｅ、散乱ガンマ線のエネルギーＥ_γ）を用いて以下の式（１）で再構成される。

特許文献１には、このようなＥＴＣＣを粒子治療に適用する技術が開示されている。

特開２０１０−３２４５１号公報

Ｈ．Ｐａｇａｎｅｔｔｉ，"Ｒａｎｇｅ ｕｎｃｅｒｔａｉｎｔｉｅｓ ｉｎ ｐｒｏｔｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ ａｎｄ ｔｈｅ ｒｏｌｅ ｏｆ Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎｓ"， Ｐｈｙｓ． Ｍｅｄ． Ｂｉｏｌ．， ５７， （２０１２） Ｒ９９−Ｒ１１７ Ａ．Ｋｎｏｐｆ ａｎｄ Ａ．Ｌｏｍａｘ， "Ｉｎ ｖｉｖｏ ｐｒｏｔｏｎ ｒａｎｇｅ ｖｅｒｉｆｉｃａｔｉｏｎ： ａ ｒｅｖｉｅｗ"， Ｐｈｙｓ． Ｍｅｄ． Ｂｉｏｌ．， ５８， （２０１３）Ｒ１３１−Ｒ１６０ Ａ．Ｔａｋａｄａ， ｅｔ ａｌ．， "Ｏｂｓｅｒｖａｔｉｏｎ ｏｆ ｄｉｆｆｕｓｅ ｃｏｓｍｉｃ ａｎｄ ａｔｍｏｓｐｈｅｒｉｃ ｇａｍｍａ ｒａｙｓ ａｔ ｂａｌｌｏｏｎ ａｌｔｉｔｕｄｅｓ ｗｉｔｈ ａｎ ｅｌｅｃｔｒｏｎ−ｔｒａｃｋｉｎｇ ｃｏｍｐｔｏｎ ｃａｍｅｒａ"，Ａｓｔｒｏｐｈｙｓｉｃａｌ Ｊ． ７３３（２０１１） １３

ＥＴＣＣのデータ収集システムは、シンチレーションカウンタで何らかの信号が検出されると、「ＴＰＣにてコンプトン散乱が生じ、その結果、シンチレーションカウンタにて散乱ガンマ線が観測された」と判断し、ＴＰＣでの反跳電子の測定開始を指示する。このとき、ＴＰＣにおけるデータのサンプリング時間は、反跳電子によって生じた電離電子がμ−ＰＩＣに到達するまでのドリフト時間を考慮し、約数μ秒間に設定される。サンプリング中は、仮にシンチレーションカウンタにて新たな信号が観測されたとしても、ＴＰＣへの測定開始指示が無視される不感時間となる。データの不整合を防止するためである。

従って、中性子や、コンプトン散乱を起こさずに直接シンチレーションカウンタに入射するガンマ線が多量に存在する高バックグラウンド環境下では、本来のターゲットとなるコンプトン散乱事象の測定ができなくなる課題がある。実際にはＴＰＣにおいてコンプトン散乱が発生していないのにも関わらず、これらのバックグランド事象がＥＴＣＣに対し常に不感時間を発生させるためである。

一般的に、このような課題の解決には、ガンマ線源からＥＴＣＣを遠ざける、粒子線の強度を低下させる、といった対策が考えられる。しかしながら、前者はガンマ線源の位置分解能の低下を招き、粒子線治療で求められるサブｍｍやｍｍ単位の精度での飛程計測が困難となる。また、後者は、計測時間の増大を招き、治療中の飛程計測が完了しない可能性がある。

本発明は、上記課題を解決するため、コンプトン散乱事象を利用した、ガンマ線源の方角を観測可能なガンマ線測定器において、コンプトン散乱によって発生した反跳電子の軌跡と運動エネルギーとを計測する検出器（例えばＴＰＣ）に加えて、この検出器内に反跳電子の運動エネルギーを計測する第３の検出器を設ける。そして、散乱したガンマ線を検出した信号と、この第３の検出器からの信号とを同時入力したことをトリガーとして、ガンマ線測定器のデータ収集を開始する。

即ち、本発明のガンマ線測定器は、所定方向に電場が形成されたチェンバを備え、当該チェンバ内に入射したガンマ線にコンプトン散乱を発生させ、その際発生する反跳電子の軌跡と運動エネルギーとを計測する第１の検出器と、散乱したガンマ線のエネルギーと当該ガンマ線が入射した位置とを計測する第２の検出器と、前記第１の検出器の内部に配置され、前記反跳電子の残運動エネルギーを計測する第３の検出器と、前記第１、第２及び第３の検出器からデータを収集するデータ収集部と、を備える。

好適な態様において、前記データ収集部は、第２の検出器と第３の検出器との同時計測が発生した場合に、データ収集を開始する。

また本発明の粒子線照射システムは、ビームの飛程を算出するための手段として、本発明のガンマ線測定器を用いるものである。具体的には、粒子線を生成する粒子線発生装置と、前記粒子線発生装置が生成した粒子線を加速し、被照射体に対し照射する粒子線照射装置と、前記非照射体内の原子核と粒子線との反応により生成するガンマ線を検出するガンマ線測定器と、前記ガンマ線測定器の前記データ収集検出結果を用いて前記被照射体内における粒子線の飛程を算出するデータ解析装置と、を備え、前記ガンマ線測定器は、所定方向に電場が形成されたチェンバを備え、当該チェンバ内に入射したガンマ線にコンプトン散乱を発生させ、その際発生する反跳電子の軌跡と運動エネルギーとを計測する第１の検出器と、散乱したガンマ線のエネルギーと当該ガンマ線が入射した位置とを計測する第２の検出器と、前記第１の検出器の内部に配置され、前記反跳電子の残運動エネルギーを計測する第３の検出器と、前記第１、第２及び第３の検出器からデータを収集するデータ収集部と、を備える。

さらに本発明の測定方法は、粒子線を被照射体に照射する際に、被照射体内で生成する即発ガンマ線の線源の方角を測定する方法であって、前記粒子線の照射方向と直交する方向の、前記被照射体に近傍に配置され、所定方向に電場が形成されたチェンバを備えた第１の検出器により、当該チェンバ内に入射したガンマ線にコンプトン散乱を発生させ、その際発生する反跳電子の軌跡と運動エネルギーとを計測し、第１の検出器に近接して配置された第２の検出器により、散乱したガンマ線のエネルギーと当該ガンマ線が入射した位置とを計測し、前記第１の検出器の内部に配置された第３の検出器により、前記反跳電子の残運動エネルギーを計測し、その際、前記第２の検出器におけるガンマ線の検出と前記第３の検出器における反跳電子の検出とが同時に生起したときに各検出器からのデータ収集を行い、前記第１の検出器が計測した反跳電子の軌跡と運動エネルギー、前記第２の検出器が計測した散乱ガンマ線のエネルギーと前記チェンバにおける入射位置、及び前記第３の検出器が計測した前記反跳電子の残運動エネルギーとを用いて即発ガンマ線の線源の方角を算出することを特徴とする。

本発明によれば、コンプトン散乱によって発生した反跳電子と、散乱ガンマ線が同時に観測された場合にのみ、第１の検出器（ＴＰＣ）の計測が開始される。これにより、高バックグラウンド環境下においてもデータ収集の不感時間発生を抑制し、ガンマ線源の方角の観測が可能となる。また本発明のガンマ線測定器は、高バックグラウンド環境下においてもガンマ線の方角を計測できるので、ガンマ線源に近づけて配置することができ、粒子線の飛程の計測精度が改善する。また、粒子線の強度を維持したまま、飛程計測が可能となる。さらに、第１の検出器の内部に反跳電子の残運動エネルギーを計測する第３の検出器を配置したので、第１の検出器内に反跳電子の軌跡全体を収める必要がないため、ガンマ線測定器の小型化が可能になる。

本発明の実施形態による粒子線治療システムの全体構成を示す図である。 粒子線照射装置の構成を示す図である。 スキャニング照射方式を採用した粒子線治療システムの全体構成図である。 図３の粒子線治療システムの動作の一例を示すフローである。 本発明の実施形態によるガンマ線測定器の概略図である。 （ａ）、（ｂ）は、それぞれ、図５のガンマ線測定器における第３の検出器の配置の変形例を示す図である。 図５のガンマ線測定器を構成する各検出器の信号のタイミングチャートである。 本発明の実施形態によるガンマ線源測定器の変形例を示す図である。 本発明の実施形態によるガンマ線源測定器の変形例を示す図である。 本発明の実施形態によるガンマ線源測定器の変形例を示す図である。

以下、本発明のガンマ線測定器、及び粒子線照射システムの実施形態を、図面を用いて説明する。以下の実施形態では、粒子線照射システムが粒子として陽子を用いる粒子線治療システムである場合を例に説明するが、本発明は陽子より質量の重い粒子（炭素線など）を用いた重粒子線を用いた治療システムにも適用することができる。

＜粒子線治療システムの実施形態１＞
本実施形態の粒子線治療システム（粒子線照射システム）１０は、図１に示すように、被照射体（患者）２００に陽子線を照射するための陽子線照射装置１００と、陽子線の照射を受けて被照射体２００内で発生する即発ガンマ線を測定するガンマ線測定器３００と、ガンマ線測定器３００が測定したデータを解析し、その結果を陽子線照射装置１００にフィードバックするデータ解析装置５００とを備えている。粒子線治療システム１０は、さらに治療部位（標的）の位置を確認するためのＸ線透視装置などの撮像手段（不図示）を備えていてもよい。

陽子線照射装置１００は、図２に示すように、イオン源及び加速器などを備えた陽子線発生装置１１０と、陽子線発生装置１１０が発生した陽子線を被照射体（患者）２００に照射する照射装置１２０と、陽子線発生装置１１０と照射装置１２０とを連結し陽子線を輸送する陽子線輸送装置１３０とを備える。

陽子線発生装置１１０は、図２に示す例では、イオン源１１１、前段加速器１１２（例えば、直線加速器）及び、シンクロトロン１１３を有する。イオン源１１１で発生した陽子イオンは、まず、前段加速器１１２で加速される。前段加速器１１２から出射した陽子線（以下、ビームという）は、シンクロトロン１１３で所定のエネルギーまで加速された後、シンクロトロン１１３の出射デフレクタ１１４から陽子線輸送装置１３０に出射される。図２では、陽子線の加速装置としてシンクロトロン１１３を採用した場合を示したが、サイクロトロンや直線加速器を採用してもよい。

照射装置１２０は、陽子線輸送装置１３０を介して送られたビームの方向性やビーム径（照射野）を制御して被照射体２００内の標的、例えば腫瘍に向けてビームを照射する装置で、照射方式に応じて、ビームの方向や照射野を制御する手段あるいはビームの散乱を制御する手段や、必須ではないが、ビームのエネルギーを変更するレンジシフタ等を搭載した照射野形成装置１２１を備えている。照射装置１２０には、固定式と回転式とがあり、いずれを採用してもよいが、図２では、回転式照射装置１２０を採用する実施形態を示している。回転式照射装置１２０は、被照射体２００が置かれる空間を囲むように開口が形成された回転ガントリー（不図示）の内部に、上述した照射野形成装置１２１及び陽子線輸送装置１３０の一部が収納され、回転式照射装置１２０と共に回転する。この際、照射野形成装置１２１のビーム出射口はガントリーの開口側に配置され、回転の各角度でビームは標的に向かって照射される。

ガンマ線測定器３００は、コンプトン散乱事象を利用した、ガンマ線源の方角を観測可能なガンマ線測定器（電子線飛跡検出型コンプトンカメラ：以下、ＥＴＣＣと略す）であり、被照射体２００の近傍に設置される。特に、その中心が、被照射体における粒子線の飛程の計画値に相当する位置と同じ、または近傍に配置されていることが好ましい。また図１では、簡単のため１台のＥＴＣＣを示しているが、被照射体２００の周囲を取り囲むように複数台設置してもよい。例えば、被照射体２００を囲む円又は楕円の一部に沿った円弧状に、複数配置されていることが好ましい。

ＥＴＣＣ３００は、図３に示すように、３つの検出器３１０、３２０、３３０を備えている。第１の検出器３１０は、電場が形成されたチェンバを備え、チェンバ内に入社した散乱ガンマ線にコンプトン散乱を発生させて、その際に発生する反跳電子の軌跡と運動エネルギーとを計測する。第２の検出器３２０は、第一検出器３１０のチェンバの外側に配置され、第１の検出器３１０の内部で発生して飛来する散乱ガンマ線のエネルギーとその入射位置とを計測する。第３の検出器３３０は、第１の検出器のチェンバ内に配置され、第１の検出器内を飛来する反跳電子を捉え、その残運動エネルギーを計測する。ガンマ線測定器３００は、さらに、第１、第２及び第３の検出器からデータを収集するデータ収集部３５０を備え、データ収集部３５０が収集した各検出器の計測データは、データ解析装置５００に送られる。データ収集部３５０は、第２及び第３の検出器から送られる計測信号の同時入力をトリガーとして検出器からの計測信号のデータ収集とそのサンプリング期間の不感時間設定を行う。

本実施形態のガンマ線測定器（ＥＴＣＣ）３００は、第３の検出器３３０を備え、その信号をデータ収集開始のトリガーに利用することにより、即発ガンマ線以外のガンマ線やその他の粒子等の飛来が多い高バックグラウンド環境の粒子線治療システムにおいても、即発ガンマ線以外の放射線に起因する不感時間発生を防止し、効率よく測定を行うことができる。本実施形態のガンマ線測定器３００の構成と動作の詳細は後述する。

データ解析装置５００は、ＣＰＵ、ＧＰＵ等の中央処理装置を備えたコンピュータで構成することができ、ガンマ線測定器３００の測定結果を入力し、種々の演算を行うとともに、陽子線照射装置１００の制御を行う。このためデータ解析装置５００は、付属装置として、表示装置５１０や、図示しないマウス、キーボード等の入力装置を備えている。データ解析装置５００が行う演算や制御は、予め定めたプログラムを中央処理装置が読み込んで実行することによりソフトウェアとして実現される。但し、データ解析装置５００が実行する機能の一部をＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）やＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）等のハードウェアで実現してもよい。

本実施形態において、データ解析装置５００は、具体的には、陽子線の照射を受けて、被照射体２００を構成する組織等の原子核から生じる即発ガンマ線の発生位置（ガンマ線源の位置）と方向（方角）及びビーム進行方向におけるガンマ線強度分布からビームの飛程距離を算出する。

またデータ解析装置５００は、予め計画されたビーム飛程距離（計画飛程）と算出した飛程とを比較し、その結果を陽子線照射装置１００にフィードバックする。計画飛程は、照射計画や治療計画において、陽子線のエネルギーを決定する際に、患者のＣＴ画像を用いたシミュレーションによって事前に決定される。シミュレーションによる計画飛程の算出は、粒子線治療システム１０で行ってもよいし、粒子線治療システム１０とは別の演算装置（例えば、データ解析装置が接続された照射計画システム２０）で行ってもよい。

次に上述した粒子線治療システム１０の動作を、図４を参照して説明する。ビームの照射方式には、陽子線の散乱による拡大を利用して標的に合わせた径のビームを照射する散乱体照射法と、ビームの角度と深度を制御しながらビームをスキャンするスキャニング照射法があるが、ここでは、スキャニング照射法を採用する場合を説明する。

スキャニング照射法では、図３に示すように、腫瘍などの標的２０１を微少領域（スポット）２０２に分割し、各スポット２０２に対し細径のビームを順番に照射していく（Ｓ４１）。このため、ビームの方向を制御する走査電磁石１２２やビームが照射されるスポットの位置を監視するためのスポットポジションモニタ１２３を備えた照射野形成装置１２１を用いる。図３において、走査電磁石１２２を励磁しない状態においてビームの中心が通過する直線をＺ軸と定義する。また、回転式照射装置１２１の回転軸をＹ軸とし、Ｙ軸及びＺ軸と直交する軸をＸ軸とする。ＸＹＺの３軸の交点がアイソセンタである。スポット２０２毎のビームの横方向線量分布は、アイソセンタ面(アイソセンタを含むＸＹ平面)上において１σ＝数ｍｍのガウス分布状に広がっている。

スキャニング照射法では、あるスポット２０２に照射計画で決定した所定の線量が付与されると、照射を停止して次の所定スポット２０２に向けてビームが走査される。横方向、すなわちＸ軸Ｙ軸方向へのビーム走査には照射野形成装置１２１に搭載した走査電磁石１２２を用いる。スポットポジションモニタ１２３は、ビームの横方向の位置、ビームの進行方向を監視し（Ｓ４２）、スポットポジションモニタ１２３で観測されたビームの照射位置が、照射計画に対し所定の基準値（例えば、２ｍｍ）以上のズレを示す場合は、粒子線治療システムに何らかの不具合があったと判断し（Ｓ４４）、陽子線照射装置１００に照射停止信号を送信する（Ｓ４５）。

被照射体２００の表面から飛程に達するまでの間、ビームは原子核を励起し、励起した原子核は即発ガンマ線を４π方向に放出する。被照射体２００の近傍に設置されたガンマ線測定器３００は、被照射体２００から飛来する即発ガンマ線を測定し、得られた測定データをデータ解析システム５００に送信する。データ解析システム５００は送信された測定データから、反跳電子の軌跡、運動エネルギーなどを再構成し、ガンマ線源の方角を特定し、ビームの飛程を推定する（Ｓ４３）。

即発ガンマ線の方角の特定は、次のように行う。ガンマ線測定器３００のデータ収集部３５０が収集するデータは、第１の検出器３１０が計測した計測信号から得られる電離電子のエネルギーと反跳電子の軌跡の情報、第２の検出器３２０の計測信号から得られる散乱ガンマ線のエネルギーＥ_γと第２の検出器３２０への入射位置Ｐ2のデータ、第３の検出器３３０の計測信号から得られる反跳電子の残運動エネルギーＫe2である。

データ解析システム５００は、電離電子のエネルギーの総和から反跳電子の運動エネルギーＫe1を再構成するとともに、反跳電子の軌跡の情報からコンプトン散乱の発生位置Ｐ1を求める。コンプトン散乱の発生位置Ｐ1と第２の検出器３２０への入射位置Ｐ2からガンマ線散乱方向の単位ベクトルが求められ、第１の検出器３１０が計測した反跳電子の軌跡から電子反跳方向の単位ベクトルが求められるので、これらのデータを用いることで、式（１）により、即発ガンマ線の方角を算出することができる。

従来技術では、反跳電子の運動エネルギーＫeは第１の検出器にて収集された電離電子の電荷の総和から再構成されるが、本実施形態では電離電子の電荷の総和に加え、第３の検出器で得られた信号の強度に基づいて再構成される。
最後に算出した即発ガンマ線の方角とビームの進行方向との交点をガンマ線源の位置として求めることができる。

データ解析システム５００には、ビーム照射中に連続してガンマ線測定器３００からのデータが入力される。これによりデータ解析システム５００は、ビームの軌跡に沿った、ガンマ線の発生位置と発生位置毎のガンマ線エネルギー（エネルギー分布）を得ることができる。媒質中を飛来するビームが媒質中でエネルギーを失い停止すると、即発ガンマ線の発生もなくなる。従って、ビーム軌跡に沿ったガンマ線のエネルギー分布からビームの飛程を求めることができる。具体的には、データ解析システム５００は予め定められた定義に基づいて、例えば、ガンマ線源の強度のピーク値を１００％としたときに、ガンマ線強度がピークから８０％に低下する位置をビームの飛程として算出する。

データ解析システム５００は、その演算結果を画像表示装置５１０に表示することができる。表示は、種々の表示方法をとることができるが、例えば、図３に示す例では、得られたガンマ線源の位置をＺ軸上に射影し、ガンマ線強度をグラフとして示すとともに、照射計画においてシミュレーションして求めた計画飛程を合わせて表示する。これによりユーザーが実際のビーム飛程が適切かどうかを確認することができる。

なお表示方法は、図３に示す例に限らず、例えばガンマ線源の位置をＺ軸上に射影するのではなく、スポットポジションモニタ１２３によって得られたビームの進行方向上に射影する方法でもよい。この場合、ビームの照射位置が３次元で可視化されるため、より高精度な監視が可能となる。

データ解析システム５００は、さらに、照射計画システム２０から飛程のシミュレーション値を取得し、算出した飛程がシミュレーション値と比較し、所定の基準値（例えば、５ｍｍ）以上のズレがあるかを判断し（Ｓ４４）、ズレがある場合は、粒子線治療システムに何らかの不具合があった、若しくは治療計画の線量計算に誤差があったと判断し、直ちに陽子線照射装置１００に照射停止信号を送信する（Ｓ４５）。

ズレがない場合は、照射野形成装置１２１はビーム走査を継続し（Ｓ４１）、ある深さ(Ｚ軸方向の位置)についてすべてのスポット２０２に所定線量を付与すると、深さ(Ｚ軸)方向にビームを走査し、次の深さのＸＹ面でビーム走査をする。深さ方向へのビームの走査は、シンクロトロン１１３での加速条件を変更する、もしくは、ビームを照射野形成装置１２１等に搭載したレンジシフタ（図示せず）を通過させる等の方法によりビームのエネルギーを変更することによって行う。

このような手順Ｓ４１〜Ｓ４４を繰り返し、それぞれのスポット２０２への照射ビームが事前に立案した照射計画通りの横方向位置、飛程を維持していることを監視しながら、最終的に標的２０１全体に一様な線量分布が形成される（Ｓ４６）。なお陽子線照射装置１００に照射停止信号を送信後に、照射位置の調整等の不具合の調整が簡単に完了できる場合には（Ｓ４７）、再度、ステップＳ４１に戻り、照射していないスポットからビームの照射を再開することもできる。

以上、ビームの照射手法としてスキャニング照射法を採用する場合の粒子線治療システム１０の動作を説明したが、照射方法として散乱体照射法を用いた場合でも、ビーム走査を行わないこと以外は同様の手順で進められる。

本実施形態の粒子線治療システムによれば、ビームの飛程を検出する装置として、３つの検出器を備えたガンマ線測定器を用いることにより、飛程の検出精度を高めることができる。３つの検出器を備えたガンマ線測定器を用いることにより得られる更なる効果については、後述のガンマ線測定器の実施形態において詳述する。

＜ガンマ線測定器の実施形態＞
次に、上述した粒子線治療システムに好適に用いられるガンマ線測定器の実施形態を説明する。

図５に、本実施形態のガンマ線測定器（ＥＴＣＣ）３００の概略図を示す。図示するように、このＥＴＣＣ３００は、タイムプロジェクションチェンバー（ＴＰＣ）（第１の検出器）３１０と、シンチレーションカウンタ（第２の検出器）３２０と、ＴＰＣ３１０の内部に設置された電子ストッパー（第３の検出器）３３０の３つの放射線測定器（検出器）を備え、さらに３つの検出器が計測したデータを収集するデータ収集部３５０を備え、データ収集部３５０の前段にはデータ収集部３５０におけるサンプリングの開始及び不感時間を制御する計測制御回路３４０が備えられている。

ＴＰＣ３１０は、飛来するガンマ線にコンプトン散乱を発生させ、それによって生じる反跳電子の軌跡とエネルギーを計測する検出器で、内部に所定の空間を持つチェンバ３１１と、チェンバ３１１の内側に対向して配置された高圧電極３１２と、マイクロピクセルチェンバ（μ−ＰＩＣ）３１３とを備えている。高圧電極３１２には、高圧電源３１５から電力が供給されており、これによりＴＰＣ３１０の内部に一定方向の電場を形成している。ここでは電場の方向は、Ｘ軸に平行な方向とする。なおチェンバ３１１の形状は立方体や直方体であってもよいし、円筒形など種々の形状を取りえる。

またチェンバ３１１内部にはアルゴンなどの気体が封入されている。ＴＰＣ３１０に即発ガンマ線が入射すると、コンプトン散乱により、反跳電子が発生する。反跳電子はチェンバ内の気体を電離し、それにより反跳電子の軌跡に沿って電離電子が発生する。電離電子は、電場方向と同じ方向にドリフトする。

μ−ＰＩＣ３１３は、２つの電極を持ち、これら電極はそれぞれ電場の方向と直交する方向（Ｙ方向及びＺ方向）に短冊状に分割されている（但し、図５では、簡単のためＺ方向に分割された電極のみ図示している）。これら電極によって、反跳電子の移動に伴って生成する電離電子を補足し、反跳電子の三次元的な移動の軌跡とエネルギーを計測する。三次元的な移動の軌跡のうち、Ｙ方向及びＺ方向の情報は、Ｙ方向及びＺ方向に分割された電極の位置から得ることができ、Ｘ方向の情報は、電離電子が電場方向即ちＸ方向にドリフトしてμ−ＰＩＣ３１３に到達するまでの移動時間から得ることができる。即ち反跳電子の移動時間が極めて短いのに対し、電離電子がドリフトして移動する時間は比較的長く、その時間はμ−ＰＩＣ３１３からの距離（Ｘ方向の距離）に比例する。従って移動時間からＸ方向の位置情報を得ることができる。

シンチレーションカウンタ３２０は、コンプトン散乱によって散乱したガンマ線を計測するガンマ線測定器であり、ＴＰＣ３１０のチェンバ３１１の外側であって、散乱ガンマ線を補足する位置に配置される。図５に示す例では、μ−ＰＩＣ３１３と同じ側に配置されているが、この位置に限定されるものではない。

シンチレーションカウンタ３２０は、たとえば、無機結晶シンチレータ３２１とマルチアノード型光電子増倍管３２２で構成することができ、無機結晶シンチレータ３２１に散乱ガンマ線が入射すると、散乱ガンマ線のエネルギーに比例した量の蛍光を発生する。散乱ガンマ線は電磁シャワーなどを経て無機結晶シンチレータ３２１内に吸収される。無機結晶シンチレータ３２１は、ＹＺ平面に対しピクセル状に分割されており、散乱ガンマ線がシンチレーションカウンタ３２０に対してＹＺ平面上のどの位置に入射したかを判別可能とする。マルチアノード型の光電子増倍管３２２は各ピクセルで発生した蛍光をそれぞれ電気信号に変換して出力する。電気信号の大きさは蛍光量と正の相関があり、シンチレーションカウンタ３２０で発生した信号の総和が予め設定した閾値を超える場合、シンチレーションカウンタ３２０に散乱ガンマ線が入射したと判断し、シンチレーションカウンタ３２０は計測制御回路３４０に計測開始信号を送信する。

なお、シンチレーションカウンタ３２０の構成は、マルチアノード型光電子増倍管と無機結晶シンチレータの組み合わせに限定されるものではなく、例えば、マルチアノード型光電子増倍管の代わりに、複数の小型の光電子増倍管を用いても同様の効果が得られる。また、無機結晶シンチレータを分割せず、マルチアノード型光電子増倍管、若しくは複数の光電子増倍管で得られた信号の重心からガンマ線の入射位置を特定することも可能である。

さらに、散乱ガンマ線を検出する第２の検出器として、シンチレーションカウンタではなく、半導体検出器を用いてもよく、同様の情報を得ることができる。一般的に、半導体検出器はシンチレーションカウンタよりもエネルギー分解能に優れるため、より高精度にガンマ線源の方角を特定することができる。

電子ストッパー３３０は、ＴＰＣ３１０のチェンバ内を飛来する反跳電子がその運動エネルギーを消失する前に反跳電子を捉え、運動エネルギーを計測する。コンプトン散乱により発生した反跳電子の運動エネルギーは、ＴＰＣ３１０を移動しながら減少し、その際消耗した運動エネルギーはμ−ＰＩＣ３１３で計測されるので、電子ストッパー３３０が計測する運動エネルギーは、残りの運動エネルギーである。このような残運動エネルギーを計測するために、電子ストッパー３３０はＴＰＣ３１０内で反跳電子が飛来する方向に配置される。具体的には、ＴＰＣ３１０のチェンバ３１１を構成する面のうち、電離電子が移動する方向、電場方向と平行な面に配置することが好ましい。なお図５では、ＴＰＣ３１０の一側面に配置されている構成を示しているが、例えば、図６（ａ）、（ｂ）に示すように、ＴＰＣ３１０が直方体である場合、高圧電極３１２及びμＰＩＣ３１３が配置される２つ面を除く４つ側面の１ないし複数の側面に配置することができる。

電子ストッパー３３０は、電子のエネルギーを計測可能なものであればよく、本実施形態では、プラスチックシンチレータ３３１、ライトガイド３３２、及び光電子増倍管３３３で構成されている。発生した反跳電子がプラスチックシンチレータ３３１に入射すると、プラスチックシンチレータ３３１は反跳電子の残りの運動エネルギーに比例した量の蛍光を発生し、反跳電子はプラスチックシンチレータ３３１内で停止する。蛍光はライトガイド３３２を通じて光電子増倍管３３３に検出され、光電子増倍管３３３は蛍光を電気信号に変換して出力する。電気信号の大きさは蛍光量と正の相関があり、電子ストッパー３３０で発生した信号が予め設定した閾値を超える場合、電子ストッパー３３０に反跳電子が入射したと判断し、電子ストッパー３３０は計測制御回路３４０に計測開始信号を送信する。なお、電子ストッパー３３０として、プラスチックシンチレータを用いたシンチレーションカウンタの代わりに、その他のシンチレーションカウンタや半導体検出器を用いてもよい。

計測制御回路３４０は、シンチレーションカウンタ３２０及び電子ストッパー３３０の両方からの計測開始信号が同時に入力されたときに、データ収集部３５０に計測開始のためのトリガー信号を送るとともに、自らにＶＥＴＯ信号を送り、不感時間を設定する。これにより、不感時間中（サンプリング中）はシンチレーションカウンタ３２０及び電子ストッパー３２０から計測開始信号が出されてもそれを無視し、サンプリング中の別イベントの信号が混入するのを防止する。

データ収集部３５０は、計測制御回路３４０からのトリガー信号を入力すると、それをトリガーとして、３つの検出器３１０〜３３０のそれぞれからの計測結果である電気信号を所定のサンプリング間隔でサンプリングし、データ収集する。μ−ＰＩＣ３１３については、それぞれの電極で収集された電離電子の電荷が、時間毎にデータ収集部３５０に記録される。

以上のＥＴＣＣ３００の動作を、図７のタイムチャートを参照してさらに説明する。図７において、横軸は時間、（Ａ１）、（Ａ２）、（Ａ３）はそれぞれ第１〜第３の検出器（ＴＰＣ３１０、シンチレーションカウンタ３２０、電子ストッパー３３０）の計測信号を表し、（Ｂ）は計測制御回路３４０が発するトリガー信号、（Ｃ１）、（Ｃ２）、（Ｃ３）はそれぞれデータ収集部における第１〜第３の検出器の計測信号のサンプリング時間、（Ｄ）は不感時間を表している。また第１の検出器については、（Ａ１）においてμＰＩＣの電極毎の計測信号を示している。

図７の（Ａ２）、（Ａ３）に示すように、シンチレーションカウンタ３２０と電子ストッパー３３０には、即発ガンマ線に由来する散乱ガンマや電子以外に、環境からの放射線等が入射し、それによる計測信号が生じているが、シンチレーションカウンタ３２０からの信号７１又は電子ストッパー３３０からの信号７２の一方のみが入力されても、計測制御回路３４０はトリガー信号をデータ収集部３５０に出力しない。

一方、即発ガンマ線がＥＴＣＣ３００に入射すると散乱ガンマ線と反跳電子が同時に生成され、計測制御回路３４０に、シンチレーションカウンタ３２０と電子ストッパー３３０とからの計測信号７３、７４が同時に入力される。計測制御部３４０は、両者からの信号を同時に入力したときにトリガー信号８１をデータ収集部３５０に出力する。それと同時にデータ収集部３５０に対して新たな計測開始信号が送信されないように、自身にＶＥＴＯ開始信号を送信する。

ここで「同時に入力」とは、シンチレーションカウンタ３２０と電子ストッパー３３０のそれぞれが出力した計測開始信号が計測制御回路３４０に到達するまでの時間の差を加味した時間幅を持つものとする。具体的には、計測制御回路３４０は、所定の時間（例えば、数十から数百ｎｓ）の間に両者からの信号を入力したときトリガー信号８１を出力する。また検出器毎の応答速度の違い等による計測開始信号の計測制御回路３４０への到達時間差を調整するため、シンチレーションカウンタ３２０及び電子ストッパー３３０と、計測制御回路３４０の間に、遅延回路を設置してもよい。

データ収集部３５０は、トリガー信号８１によってサンプリングを開始し、予め設定されたサンプリング時間だけ、各検出器（ＴＰＣ３１０、シンチレーションカウンタ３２０、電子ストッパー３３０）からの計測信号をサンプリングしてデータ収集を行う。

具体的には、所定のサンプリング時間の間にシンチレーションカウンタ３２０から出力された信号を積分し、ピクセル毎に記録する。また、所定のサンプリング時間の間に電子ストッパー３３０から出力された信号を積分し、記録する。さらに、所定のサンプリング時間の間にＴＰＣ３１０から出力された信号を、時間毎に記録する。このとき、サンプリングレートは例えば数百ＭＨｚから数ＧＨｚとする。サンプリング時間については、暗電流（ノイズ）の影響をできるだけ排除するために、それぞれの検出器に応答時間に応じて、ＴＰＣ３１０、シンチレーションカウンタ３２０、電子ストッパー３３０のそれぞれの検出器において独立に設定される。例えば、ＴＰＣ３１０のμ―ＰＩＣのサンプリング時間８２は、反跳電子によって生じた電離電子がμ-ＰＩＣ３１３に到達するまでのドリフト時間を考慮し、最も長く、約数μ秒間に設定される。

データ収集部３５０によるサンプリング時間内は、「ＶＥＴＯ」状態であるため、図７に示すように、シンチレーションカウンタ３２０からの計測信号７５と電子ストッパー３３０からの計測信号７６が同時に計測制御回路３４０に入力されても、トリガー信号は出力されない。

ＴＰＣ３１０、シンチレーションカウンタ３２０、電子ストッパー３３０のそれぞれの検出器において、データのサンプリング時間が終了すると、データ収集部３５０はデータ収集完了信号を計測制御回路３４０に送信する。データ収集完了信号を受信すると、計測制御回路３４０はＶＥＴＯ状態を終了し、再び待機状態に戻る。即ち、シンチレーションカウンタ３２０、及び電子ストッパー３３０から得られた計測開始信号が、ある所定の時間内（例えば、数十から数百ns）に同時に入力された場合、データ収集システム３０５に計測開始信号を送信可能となる。

従来のＥＴＣＣは、データ収集部３５０は、第２の検出器（シンチレーションカウンタ）からの信号をトリガーとしてデータ収集（サンプリング）を開始し、サンプリング中、ＶＥＴＯ（不感時間）が設定される。第２の検出器が散乱ガンマ線以外のガンマ線を検出した場合にも同様に動作するため、高バックグラウンド環境では不感時間となる割合が多くなり、測定効率が低下する。これに対し、本実施形態では上述したように第２の検出器からの計測信号と第３の検出器からの計測信号を同時入力したときにサンプリングが開始され且つＶＥＴＯが設定されるので、不要なＶＥＴＯの設定がないので効率よく即発ガンマ線の計測を行うことができる。

ガンマ線測定器３００のデータ収集部３５０が収集するデータは、粒子線治療システムの実施形態において説明したように、ＴＰＣ３１０からは電離電子のエネルギーと反跳電子の軌跡の情報、シンチレーションカウンタ３２０からは散乱ガンマ線のエネルギーＥ_γとシンチレーションカウンタ３２０への入射位置Ｐ2のデータ、電子ストッパー３３０からは反跳電子の残運動エネルギーＫe2である。これらを用いて、ガンマ線測定器３００に入射したガンマ線の方角やエネルギーについても情報を得ることができる。

また本実施形態のＥＴＣＣ３００が、図１や図２に示すような粒子線治療システム１０に組み込まれている場合には、データ収集部３５０が収集したデータは当該システム１０のデータ解析部５００に送られ、即発ガンマ線源の方角や位置、即発ガンマ線を発生させたビームの軌跡や飛程などを算出することができる。

即ち、前述したように、データ解析システム５００は送信された測定データから反跳電子の軌跡、運動エネルギーＫeなどを再構成し、式１に基づいてガンマ線源の方角を特定する。ここで、従来技術では、反跳電子の運動エネルギーＫeはμ−ＰＩＣ３１３にて収集された電離電子の電荷の総和から再構成されるが、本実施形態では電離電子の電荷の総和に加え、電子ストッパー３３０で得られた信号の強度に基づいて再構成される。

本実施形態のガンマ線測定器によれば、コンプトン散乱によって発生した反跳電子と、散乱ガンマ線が同時に観測された場合にのみ、第１の検出器（ＴＰＣ）の計測が開始される。従って、高バックグラウンド環境下においても不要な不感時間の発生を抑制し、ガンマ線源の方角の効率のよい観測が可能となる。従って、本実施形態のガンマ線測定器は、粒子線治療システム等の高バックグラウンド環境下においてガンマ線計測に好適である。具体的には、ＥＴＣＣをガンマ線源に近づけることが可能なため、粒子線の飛程の計測精度が改善する。また、粒子線の強度を維持したまま、飛程計測が可能となる。

さらに、本実施形態のガンマ線測定器は、反跳電子の運動エネルギーを第１及び第３の検出器で分けて計測するので、反跳電子の全運動エネルギーを計測するために反跳電子の軌跡全体をＴＰＣ内部におさめる必要がないため、ＥＴＣＣの小型化が可能になる。

＜ガンマ線測定器の変形例１＞
図５に示す実施形態では、ガンマ線測定器３００を粒子線治療システムに配置する場合に、ビームの進行方向をＺ方向としたとき、ＴＰＣ３１０において、Ｚ方向と直交する方向（Ｘ軸に平行）に電場方向が形成されるように高圧電極とμＰＩＣとを配置する場合を示したが、Ｙ軸又はＺ軸に平行な電場が形成される配置としてもよい。この場合、電子ストッパー３３０は、電場方向と平行なＴＰＣ３１０の壁面に配置される。

図８にＺ軸に平行に電場方向を形成した変形例を示す。この場合、電子ストッパー３３０は、Ｚ軸と平行なＴＰＣ３１０の壁面に配置される。一般的に、コンプトン散乱は散乱角（反跳電子と散乱ガンマ線の軌跡が成す角度）の小さい前方散乱の確率が高い。従って、図８に示す配置では、より効率的に測定を行う事ができる。ただし、図８の配置は、低エネルギーのガンマ線を測定することは困難である。前方散乱は反跳電子に与えられる運動エネルギーが小さくなるために、電子ストッパーへ到達する前に反跳電子が停止してしまうためである。比較的低エネルギーのガンマ線を測定する場合は、反跳電子の運動エネルギーが増大する大散乱角のコンプトン散乱事象を捉える必要がある。その場合は、図５に示す配置が好適である。

＜ガンマ線測定器の変形例２＞
粒子治療システムの実施形態において、ガンマ線測定器（ＥＴＣＣ）３００は被照射体２００の周囲を取り囲むように複数台設置してもよいことを説明したが、被照射体２００を取り囲んで配置するために、ＥＴＣＣ３００の形状を立方体や直方体の形状ではなく、扇形やドーナツ形状にしてもよい。

図９に、扇形のＥＴＣＣの一例を示す。このＥＴＣＣ３００は、右側の図に示すように、ビームの進行方向から見た形状が扇形を有し、ＴＰＣ３１０の、被照射体２００に近い側の面とそれと対向する外側の面は、円弧状の曲面で、それら曲面をつなぐ側面が扇形になっている。これら２つの扇形の側面の一方に高電圧電極が配置され、他方にμＰＩＣが配置され、紙面と直交する方向に電場が形成されている。シンチレーションカウンタ３２０は、被照射体２００から遠いほうの円弧状曲面の外側に配置される。また第３の検出器である電子ストッパー３３０は、電場方向と平行な２つの円弧状曲面に沿ってＴＰＣ３１０内に配置される。

この変形例のＥＴＣＣ３００は、例えば、図示するように、被照射体２００である患者の腹部から頭部を覆うように設置される。ビームの照射により被照射体２００を構成する組織中の原子核から発生する即発ガンマ線は、概ね被照射体２００に近い円弧状の曲面からＥＴＣＣ３００に入射し、チェンバ内でコンプトン散乱することで検出される。ここで、本変形例のＥＴＣＣ３００では、電場の方向が図５の実施形態とは異なり、粒子治療システムにおけるビームの進行方向と平行（Ｚ軸の方向）である。従って電場方向に沿ってドリフトする電離電子は、図７の右図において左側の側面に配置されているμＰＩＣ３１３により補足され、そのエネルギーの総和である反跳電子のエネルギーと軌跡が計測される。散乱ガンマ線が、入射側と反対側に置かれたシンチレーションカウンタ３２０で計測されること、また反跳電子の残運動エネルギーが電子ストッパー３３０で計測されることは図５の実施形態と同様であり、またその動作も図７を用いて説明した動作と同様である。

なお図９では、一つのＥＴＣＣを扇形に形成した例を示したが、例えば、患者の顔面等に相当する部分はＥＴＣＣが配置されない窓部などを形成してもよいし、図１０に示すように、角度の小さい扇形のＥＴＣＣを、被照射体２００の体の大きさ等を考慮して所定の数、間隔で配置してもよい。

１０・・・粒子線治療システム（粒子線照射システム）
２０・・・照射計画システム
１００・・・陽子線照射装置（粒子線照射装置）
１１０・・・陽子線発生装置
１１１・・・イオン源
１１２・・・前段加速器
１１３・・・シンクロトロン
１１４・・・出射デフレクタ
１２０・・・回転式照射装置
１２１・・・照射野形成装置
１２２・・・走査電磁石
１２３・・・スポットポジションモニタ
１３０・・・陽子線輸送装置
２００・・・被照射体
２０１・・・標的
２０２・・・スポット
３００・・・ガンマ線測定器（ＥＴＣＣ）
３１０・・・タイムプロジェクションチェンバー（第１の検出器）
３１１・・・チェンバ
３１２・・・高圧電極
３１３・・・μ−ＰＩＣ
３１５・・・高圧電源
３２０・・・シンチレーションカウンタ（第２の検出器）
３２１・・・無機結晶シンチレータ
３２２・・・マルチアノード型光電子増倍管
３３０・・・電子ストッパー（第３の検出器）
３３１・・・プラスチックシンチレータ
３３２・・・ライトガイド
３３３・・・光電子増倍管
３４０・・・計測制御回路
３５０・・・データ収集部
５００・・・データ解析部
５１０・・・表示装置

Claims (15)

1. 所定方向に電場が形成されたチェンバを備え、当該チェンバ内に入射したガンマ線にコンプトン散乱を発生させ、その際発生する反跳電子の軌跡と運動エネルギーとを計測する第１の検出器と、
   散乱したガンマ線のエネルギーと当該ガンマ線が入射した位置とを計測する第２の検出器と、
   前記第１の検出器の内部に配置され、前記反跳電子の残運動エネルギーを計測する第３の検出器と、
   前記第１、第２及び第３の検出器からデータを収集するデータ収集部と、
   を備えることを特徴とするガンマ線測定器。
2. 請求項１に記載のガンマ線測定器であって、
   前記データ収集部は、前記第２の検出器と第３の検出器との同時計測が発生した場合に、第２の検出器及び第３の検出器からの信号を不感として、データ収集を開始することを特徴とするガンマ線測定器。
3. 請求項１に記載のガンマ線測定器であって、
   前記第１の検出部は、前記チェンバの一端に配置され、高電圧が印加された高圧電極と、当該高圧電極に対向して配置され、前記反跳電子の移動に伴う電離電子のドリフトを検出するマイクロピクセルチェンバとを備え、前記高圧電極から前記マイクロピクセルチェンバに向かう電場が形成されており、
   前記第３の検出部は、前記電場の方向と平行な面に配置されていることを特徴とするガンマ線測定器。
4. 請求項３に記載のガンマ線測定器であって、
   前記第３の検出器は、前記チェンバの、前記高圧電極及び前記マイクロピクセルチェンバが配置され２つの面を連結する１又は複数の側面に配置されていることを特徴とするガンマ線測定器。
5. 請求項３に記載のガンマ線測定器であって、
   前記チェンバは、直方体形状、又は、前記高電圧電極及び前記マイクロピクセルチェンバが配置される２つの面を連結する２つの側面の形状が扇形であることを特徴とするガンマ線測定器。
6. 請求項１に記載のガンマ線測定器であって、
   前記第３の検出器は、照射された電子を光に変換するシンチレータと、当該シンチレータが発する光を電気信号に変換する光電変換器と、を備えることを特徴とするガンマ線測定器。
7. 請求項６に記載のガンマ線測定器であって、
   前記シンチレータは、プラスチックシンチレータであることを特徴とするガンマ線測定器。
8. 請求項１に記載のガンマ線測定器であって、
   前記反跳電子の軌跡と運動エネルギー、及び、前記散乱ガンマ線のエネルギーと当該ガンマ線が入射した位置を用いて、前記ガンマ線の発生源の方角を算出するデータ解析部をさらに備え、前記データ解析部は、前記反跳電子の運動エネルギーとして、前記第１の検出器が計測した運動エネルギーと前記第３の検出器が計測した残運動エネルギーの和を用いることを特徴とするガンマ線測定器。
9. 粒子線を生成する粒子線発生装置と、
   前記粒子線発生装置が生成した粒子線を加速し、被照射体に対し照射する粒子線照射装置と、
   前記被照射体内の原子核と粒子線との反応により生成するガンマ線を検出するガンマ線測定器と、
   前記ガンマ線測定器の測定結果を用いて前記被照射体内における粒子線の飛程を算出するデータ解析装置と、を備えた粒子線照射システムであって、
   前記ガンマ線測定器が請求項１または２に記載のガンマ線測定器であることを特徴とする粒子線照射システム。
10. 請求項９に記載の粒子線照射システムであって、
    前記ガンマ線測定器は、前記被照射体に対する粒子線の飛来方向と直交する方向に少なくとも１つ配置されていることを特徴とする粒子線照射システム。
11. 請求項１０に記載の粒子線照射システムであって、
    前記ガンマ線測定器は、前記被照射体を囲む円又は楕円の一部に沿った円弧状であるか、円弧に沿って複数配置されていることを特徴とする粒子線照射システム。
12. 請求項１０に記載の粒子線照射システムであって、
    前記ガンマ線測定器は、前記粒子線の飛来方向の中心位置が、前記被照射体における前記粒子線の飛程の計画値に相当する位置と同じ、または近傍に配置されていることを特徴とする粒子線照射システム。
13. 請求項９に記載の粒子線照射システムであって、
    前記データ解析装置は、算出した粒子線の飛程と計画値とのズレが予め設定した閾値を超えた場合に、前記粒子線発生装置に対し、粒子線の照射停止を指示することを特徴とする粒子線照射システム。
14. 粒子線を被照射体に照射する際に、被照射体内で生成する即発ガンマ線の線源の方角を測定する方法であって、
    前記粒子線の照射方向と直交する方向の、前記被照射体に近傍に配置され、所定方向に電場が形成されたチェンバを備えた第１の検出器により、当該チェンバ内に入射したガンマ線にコンプトン散乱を発生させ、その際発生する反跳電子の軌跡と運動エネルギーとを計測し、
    第１の検出器に近接して配置された第２の検出器により、散乱したガンマ線のエネルギーと前記チェンバにおける入射位置とを計測し、
    前記第１の検出器の内部に配置された第３の検出器により、前記反跳電子の残運動エネルギーを計測し、
    その際、前記第２の検出器におけるガンマ線の検出と前記第３の検出器における反跳電子の検出とが同時に生起したときに各検出器からのデータ収集を行うとともにデータ収集中の前記第２及び第３の検出器における検出を不感とし、
    データ収集により得られた、前記第１の検出器が計測した反跳電子の軌跡と運動エネルギー、前記第２の検出器が計測した散乱ガンマ線のエネルギーと前記チェンバにおける入射位置、及び前記第３の検出器が計測した前記反跳電子の残運動エネルギーとを用いて即発ガンマ線の線源の方角を算出することを特徴とする測定方法。
15. 請求項１４に記載の測定方法であって、前記即発ガンマ線の線源の位置を、式（１）により算出することを特徴とする測定方法。
    

    

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