JP7489234B2 - Dosemeter and control method thereof - Google Patents

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Description

本発明は、がん治療の精度を向上させること等を目的に放射線量の計測を行う線量計に関するものである。 The present invention relates to a dosimeter that measures radiation doses for the purpose of improving the accuracy of cancer treatment.

難治性がんの治療において、近年、がん患部に高精度に治癒線量の放射線を照射する低侵襲の高精度定位放射線治療(以下、「定位放射線治療」という)が注目されている。腫瘍への線量を最大にしながら周辺組織への線量を低減する治療法であり、これまで適応がなかったがん疾患に対しても適応拡大が進んでいる。とくに早期肺がんや肝臓がんにおいて目覚ましい治療成績を示している。
定位放射線治療の普及にともない、照射対象とする腫瘍とその周辺組織(以下「標的」という)内の線量をリアルタイムに測定できる線量計に対するニーズが高まっている。実際の治療では、患者自身の動きや呼吸などによって照射中に標的の位置が変動するが、高線量を照射するため、その位置変動によるエラーの影響が大きいからである。
In recent years, minimally invasive high-precision stereotactic radiotherapy (hereafter referred to as "stereotactic radiotherapy"), which delivers a highly precise therapeutic dose to the cancerous area, has been attracting attention in the treatment of intractable cancers. This treatment maximizes the dose to the tumor while reducing the dose to the surrounding tissues, and its application is expanding to cancer diseases for which it was not previously applicable. It has shown remarkable therapeutic results, especially in early-stage lung cancer and liver cancer.
As stereotactic radiotherapy becomes more widespread, there is an increasing need for dosimeters that can measure the dose in the tumor and its surrounding tissues (hereafter referred to as the "target") in real time. In actual treatment, the position of the target changes during irradiation due to the patient's own movements and breathing, and since a high dose is irradiated, the effect of errors due to this position change is large.

下記の非特許文献1には、輝尽性蛍光体と光ファイバーとを組み合わせた、体内挿入可能な超小型の線量計について記載されている。輝尽性蛍光体は、放射線が照射されると照射された線量情報が素子内に蓄積される積分型の放射線検出素子であり、放射線照射を受けた後に刺激光としてのレーザー光を照射されると、照射された放射線量に比例する輝尽性蛍光を発する。
同文献1では、炭素線(重粒子線)が照射される場合の線量計測について記載されている。1秒程度の炭素線のパルス照射が約3秒周期で行われるのに対し、同文献1に記載の線量計では、放射線照射が行われないタイミングでレーザー光を照射して蛍光信号を読み出している。レーザー光と輝尽性蛍光とを光ファイバーを介して伝送することで、遠隔から信号の読み出し等を行うことができる。
輝尽性蛍光体が内蔵された検出部を小型化し光ファイバーを細くすることによってそれらが体内に挿入可能となれば、放射線照射時の線量のモニタリングをオンラインで実施することが可能になる。
The following non-patent document 1 describes an ultra-compact dosimeter that can be inserted into the body, combining a photostimulable phosphor with an optical fiber. The photostimulable phosphor is an integral-type radiation detection element that accumulates information on the amount of radiation irradiated when irradiated with radiation, and when irradiated with a laser beam as stimulating light after radiation irradiation, it emits photostimulable fluorescence proportional to the amount of radiation irradiated.
The document 1 describes dose measurement when carbon beams (heavy particle beams) are irradiated. Pulse irradiation of carbon beams lasting about one second is performed at intervals of about three seconds, whereas the dosimeter described in the document 1 irradiates with laser light at a timing when radiation irradiation is not performed and reads out the fluorescent signal. By transmitting the laser light and photostimulable fluorescence through optical fibers, it is possible to read out the signal remotely.
If the detector containing the stimulable phosphor can be made smaller and the optical fiber thinner so that it can be inserted into the body, it will be possible to monitor the radiation dose online during exposure.

宮前英史ら「輝尽性蛍光体と光ファイバーを用いた小型線量計の重粒子線対する応答評価」第74 回応用物理学会秋季学術講演会講演予稿集(2013秋)Hidefumi Miyamae et al. "Evaluation of the response of a small dosimeter using photostimulable phosphor and optical fiber to heavy particle radiation" Abstracts of the 74th Autumn Meeting of the Japan Society of Applied Physics (Autumn 2013)

上記文献に記載された小型線量計によって放射線治療時の生体内線量測定が行えると、低侵襲としながらも定位放射線治療の精度を高め、治療成績を大幅に向上させることができると期待できる。しかし、一般に検出部を小型化すると検出感度が低下しがちであり、十分な精度の線量測定を可能にすることは容易ではない。また、上記文献1の例とは違って短周期でパルス照射が行われる場合(たとえばX線等の電磁放射線の照射による治療の際など)の線量計測をいかにして高精度に行うかも、現時点では明らかにされていない。それらは、輝尽性蛍光体の特性が十分に把握されていないこと等から検出部等の最適な構成を定めがたい現状においては、きわめて困難な課題である。 If the small dosimeter described in the above-mentioned document could be used to measure the dose in vivo during radiation therapy, it would be possible to increase the accuracy of stereotactic radiotherapy while still being minimally invasive, and it is expected that this would lead to a significant improvement in the outcome of treatment. However, miniaturizing the detection unit generally tends to reduce detection sensitivity, and it is not easy to achieve dose measurement with sufficient accuracy. In addition, unlike the example in document 1 above, it is not clear at present how to measure dose with high accuracy when pulse irradiation is performed at short intervals (for example, during treatment using electromagnetic radiation such as X-rays). These are extremely difficult issues given the current situation in which it is difficult to determine the optimal configuration of the detection unit, etc., due to a lack of understanding of the characteristics of photostimulable phosphors.

本願発明は、輝尽性蛍光体を含む検出部等が小型のものである場合や、放射線照射のパルス周波数が高い場合等にも放射線量の計測精度を高くすることができる線量計を提供するものである。 The present invention provides a dosimeter that can increase the accuracy of measuring the radiation dose even when the detection unit containing the stimulable phosphor is small or when the pulse frequency of the radiation irradiation is high.

本発明は、輝尽性蛍光体が内蔵された検出部とそれに接続された光ファイバーとを有する線量計であって、
a) パルス状に照射される放射線の量(合計量)を計測するために、光ファイバーを通して輝尽性蛍光体に刺激光を供給するとともに輝尽性蛍光体から蛍光を放出させ、放出された蛍光量を読み取ることによって、輝尽性蛍光体に照射された放射線の量を計測すること、および、
b) 輝尽性蛍光体もしくは光ファイバーの各特性または放射線の照射状況に応じて、上記刺激光の供給条件または蛍光量の読み取り条件を設定されること
を特徴とするものである。
The present invention provides a dosimeter having a detection unit containing a stimulable phosphor and an optical fiber connected thereto,
a) in order to measure the amount (total amount) of radiation irradiated in a pulsed manner, stimulating light is supplied to the stimulable phosphor through an optical fiber, causing the stimulable phosphor to emit fluorescence, and the amount of emitted fluorescence is read, thereby measuring the amount of radiation irradiated to the stimulable phosphor; and
b) The conditions for supplying the stimulating light or the conditions for reading the amount of fluorescence are set according to the characteristics of the stimulable phosphor or optical fiber or the state of irradiation with radiation.

上記a)の特徴を有する線量計であれば、輝尽性蛍光体に放射線が照射されたのち、光ファイバーを通してレーザー光等の刺激光を供給すると、輝尽性蛍光体が、照射された線量にほぼ比例した蛍光を放出する。輝尽性蛍光体は、放射線の照射を受けると、付与されたエネルギーに応じて多数の電子・正孔対を生成する。それらは、分離された場所にトラップされてそのままでは再結合しないが、刺激光を受けることにより電子が再励起されて正孔と再結合し、それによって蛍光を発するのである。その蛍光量を光ファイバーを通して読み取ることにより、照射された放射線の量を計測することができる。輝尽性蛍光体としては、Ia-VIIb族化合物(ハロゲン化アルカリ)またはIIa-VIb族化合物(アルカリ土類硫化物、セレン化物もしくは酸化物)を使用することができる。
ただし、がん治療等における放射線の照射状況は一定でなく、また、線量計測に最も適した輝尽性蛍光体等の種類や仕様は現状では必ずしも明らかではない。検出部が小型化された場合に十分な検出感度を確保する手段が明らかでないことを併せて考慮すると、少なくとも現在の開発段階では、放射線の照射状況を一律に定め、また、輝尽性蛍光体や光ファイバーを特定のものに限定して使用し続けることは、高精度の線量計測を行ううえで適切ではないと考えられる。
本発明の線量計は、上記b)のとおり、輝尽性蛍光体もしくは光ファイバーの各特性または放射線の照射状況に応じて、上記刺激光の供給条件または蛍光量の読み取り条件を設定される(適宜に変更されることを含む)ものである。そのため、検出部の小型化等に関連して、使用する輝尽性蛍光体や光ファイバーを変更した場合にも、また放射線の照射状況が変わった場合にも、この線量計によって精度の高い適切な線量計測を行うことができる。
In the case of a dosimeter having the above characteristic a), after a stimulable phosphor is irradiated with radiation, the phosphor emits fluorescence in a proportion to the radiation dose when a stimulating light such as a laser beam is supplied through an optical fiber. When a stimulable phosphor is irradiated with radiation, it generates a large number of electron-hole pairs according to the energy given to it. These are trapped in separate locations and do not recombine, but when exposed to stimulating light, the electrons are reexcited and recombine with the holes, thereby emitting fluorescence. The amount of radiation irradiated can be measured by reading the amount of fluorescence through an optical fiber. As the stimulable phosphor, a group Ia-VIIb compound (alkali halide) or a group IIa-VIb compound (alkaline earth sulfide, selenide, or oxide) can be used.
However, radiation exposure conditions in cancer treatments and the like are not constant, and the type and specifications of photostimulable phosphors and other materials most suitable for dose measurement are not necessarily clear at present. Considering that there is also no clear means of ensuring sufficient detection sensitivity when the detection unit is miniaturized, at least at the current development stage, it is thought that in order to perform highly accurate dose measurement, it is not appropriate to uniformly define radiation exposure conditions or to continue to limit the use of specific photostimulable phosphors and optical fibers.
As described above in b), the dosimeter of the present invention is one in which the supply conditions of the stimulating light or the reading conditions of the amount of fluorescence are set (including being appropriately changed) according to the characteristics of the stimulable phosphor or the optical fiber or the irradiation conditions of the radiation. Therefore, even if the stimulable phosphor or the optical fiber used is changed in relation to the miniaturization of the detection unit, or even if the irradiation conditions of the radiation are changed, this dosimeter can perform accurate and appropriate dose measurement.

発明による上記線量計については、とくに、照射される放射線のパルスの間であって、あるパルスの照射が終了して一定のディレー時間が経過した後、次のパルスの照射が開始されるまでの間に、上記刺激光を輝尽性蛍光体に供給する(たとえば図4に示す刺激光の供給時間2msの間に供給する)のが好ましい。
がん治療等において放射線はパルス状に発せられて標的に照射されるのが通常であり、上記の文献1の記載によれば、刺激光は、放射線照射のされないタイミング(放射線のパルスの間)で輝尽性蛍光体に照射される。しかし、輝尽性蛍光体や光ファイバーによっては、放射線照射を受けたときほぼ同時に即発蛍光およびチェレンコフ光を発してテールが続くなどノイズを生じる。そのため、放射線のパルス状の照射と同時または直後に輝尽性蛍光体に刺激光を供給すると、読み取り値にそのノイズが含まれる結果、正確な線量計測が行えないことがある。文献1の例とは違ってパルス照射の間隔が10ms(ミリ秒)程度以下に短くなると、この点で刺激光照射のタイミングに注意を払う必要がある。
そのような場合、上記のとおり、あるパルスの照射が終了して一定のディレー時間が経過し次のパルスの照射が開始されるまでの間に刺激光を輝尽性蛍光体に供給し、その供給時間内に放出される蛍光の量を読み取るとよい。そうすれば、即発蛍光やチェレンコフ光等を発しやすい輝尽性蛍光体等を使用する場合にも、発明の線量計によって正確な線量計測が可能になる。ディレー時間は、輝尽性蛍光体の特性に応じて100~1000μs(μ秒)程度の範囲、たとえば400μsに設定するとよい。
In the dosimeter according to the invention, it is particularly preferred that the stimulating light be supplied to the stimulable phosphor during the pulses of radiation being irradiated, after a certain delay time has elapsed since the end of a pulse irradiation, and before the start of the next pulse irradiation (for example, during the 2 ms supply time of the stimulating light as shown in FIG. 4).
In cancer treatment, radiation is usually emitted in pulses and irradiated to the target, and according to the description in the above-mentioned literature 1, the stimulating light is irradiated to the stimulable phosphor when radiation is not being irradiated (between the pulses of radiation). However, depending on the stimulable phosphor or optical fiber, when radiation is irradiated, it generates noise such as prompt fluorescence and Cherenkov light almost simultaneously, followed by a tail. Therefore, if stimulating light is supplied to the stimulable phosphor simultaneously with or immediately after the irradiation of the pulsed radiation, the read value will contain this noise, and accurate dose measurement may not be possible. Unlike the example in literature 1, if the interval between pulse irradiations is shortened to about 10 ms (milliseconds) or less, attention must be paid to the timing of the stimulating light irradiation in this respect.
In such a case, as described above, it is advisable to supply stimulating light to the stimulable phosphor during the period between the end of irradiation of a certain pulse and the start of irradiation of the next pulse after a certain delay time has elapsed, and to read the amount of fluorescence emitted during that supply time. In this way, even when using a stimulable phosphor that is prone to emitting prompt fluorescence or Cherenkov light, the dosimeter of the invention can measure the dose accurately. The delay time should be set in the range of about 100 to 1000 μs (microseconds), for example 400 μs, depending on the characteristics of the stimulable phosphor.

上記の線量計において、輝尽性蛍光体の種類または放射線の照射状況によっては、照射される放射線のパルスの間であって、あるパルスと次のパルスとの間の1間隔においてのみ、輝尽性蛍光体に上記刺激光を供給し、その供給の間に、それまでに照射された放射線により輝尽性蛍光体に蓄積したエネルギー(の全量またはほぼ全量)を上記蛍光として放出させ、その蛍光量を読み取ることとするのが好ましい。
輝尽性蛍光体がたとえばBaFBr:Euである場合、蛍光放出時の時定数が0.2ms(m秒)程度と小さめである。そのため、現行の一般的な放射線照射のパルス間隔においては、照射される放射線のパルスの間であって、あるパルスと次のパルスとの間の1間隔においてのみ、輝尽性蛍光体に刺激光を供給すれば足りる。すなわち、たとえば図4のように、当該1間隔のみで刺激光を供給すると、その間に、それまでに照射された放射線により輝尽性蛍光体に蓄積したエネルギーの全量を蛍光として放出させることができる。その蛍光量を読み取ることによって、照射された放射線量を計測できるわけである。
つまり、輝尽性蛍光体の蛍光放出時の時定数が大きくないか、または放射線照射のパルス間隔が長いとき、発明の線量計において刺激光の供給条件等を上記のように設定することにより、好ましい線量計測を行える。
In the above-mentioned dosimeter, depending on the type of stimulable phosphor or the radiation irradiation conditions, it is preferable to supply the stimulating light to the stimulable phosphor only during the interval between pulses of radiation being irradiated, and to cause the energy (all or almost all) stored in the stimulable phosphor by the radiation irradiated up to that point to be released as the above-mentioned fluorescence during the supply of the stimulating light, so as to read the amount of fluorescence.
For example, when the stimulable phosphor is BaFBr:Eu, the time constant for emitting fluorescence is small, about 0.2 ms (milliseconds). Therefore, in the current general pulse interval of radiation irradiation, it is sufficient to supply stimulating light to the stimulable phosphor only in the one interval between the irradiated radiation pulses. In other words, if stimulating light is supplied only in that one interval, as shown in Figure 4, the entire amount of energy accumulated in the stimulable phosphor by the radiation irradiated up to that point can be made to emit as fluorescence during that interval. The amount of irradiated radiation can be measured by reading the amount of fluorescence.
That is, when the time constant during fluorescence emission of the stimulable phosphor is not large or the pulse interval of radiation irradiation is long, preferable dose measurement can be performed by setting the supply conditions of the stimulating light in the dosimeter of the present invention as described above.

上記の線量計において、輝尽性蛍光体の種類や放射線の照射状況が上記と異なる場合には、照射される放射線のパルスの間であって、あるパルスとそれに続く2以上のパルスとの間にある複数の間隔のそれぞれにおいて、輝尽性蛍光体に上記刺激光を供給し、それら複数回の供給の間に、それまでに照射された放射線により輝尽性蛍光体に蓄積したエネルギー(の全量またはほぼ全量)を上記蛍光として放出させ、放出された蛍光の合計量を読み取るとよい。
輝尽性蛍光体がたとえばKCl:Euである場合、蛍光放出時の時定数が1ms程度と大きい。したがって、放射線照射のパルス間隔が相当に長い場合を除き、あるパルスと次のパルスとの間の1間隔のみにおいては、輝尽性蛍光体が全ての蓄積エネルギーを放出することができない。そのため、たとえば図5のように、あるパルスとそれに続く2以上のパルスとの間にある複数の間隔のそれぞれにおいて、輝尽性蛍光体に刺激光を供給する。それら複数回の供給の間に、それまでに照射された放射線により輝尽性蛍光体に蓄積したエネルギーの全量を上記蛍光として放出させ、放出された蛍光の合計量を読み取ることにより、照射された放射線量を計測できる。
つまり、輝尽性蛍光体の蛍光放出時の時定数が大きいか、または放射線照射のパルス間隔が短いとき、発明の線量計において刺激光の供給条件等を上記のように設定することにより、好ましい線量計測を行うことができる。
In the above-mentioned dosimeter, when the type of stimulable phosphor or the radiation irradiation conditions are different from those described above, the above-mentioned stimulating light is supplied to the stimulable phosphor in each of a plurality of intervals between the irradiated pulses of radiation and two or more subsequent pulses, and during these plurality of supplies of stimulating light, the energy (all or almost all) stored in the stimulable phosphor by the radiation irradiated up to that point is released as the above-mentioned fluorescence, and the total amount of emitted fluorescence is read.
For example, when the stimulable phosphor is KCl:Eu, the time constant for the emission of fluorescence is large, about 1 ms. Therefore, unless the pulse interval of the radiation irradiation is considerably long, the stimulable phosphor cannot release all of the stored energy in only one interval between one pulse and the next. Therefore, as shown in Fig. 5, for example, stimulating light is supplied to the stimulable phosphor in each of the intervals between a pulse and two or more subsequent pulses. During these multiple supplies of stimulating light, the total amount of energy stored in the stimulable phosphor by the radiation irradiated up to that point is caused to be emitted as the above-mentioned fluorescence, and the amount of emitted fluorescence can be read to measure the amount of radiation irradiated.
In other words, when the time constant of the stimulable phosphor for emitting fluorescence is large or the pulse interval of radiation irradiation is short, the dosimeter of the present invention can perform preferable dose measurement by setting the conditions for supplying the stimulating light as described above.

発明による上記線量計は、輝尽性蛍光体の特性に応じて上記刺激光の波長を設定されるものであることが好ましい。
輝尽性蛍光体は、その化学的成分によって特性が異なり、蛍光を放出させやすい刺激光のピーク波長も同じではない。たとえばBaFBr:Euの刺激光ピーク波長は600nm、KCl:Euのそれは560nmである。そのため、線量計において、使用する輝尽性蛍光体に合わせて刺激光の波長を定めることができるなら、検出部の小型化にともなって蓄積エネルギーが小さくなる場合等にも、線量計測の精度を高くすることができる。
In the dosimeter according to the invention, it is preferable that the wavelength of the stimulating light is set in accordance with the characteristics of the stimulable phosphor.
The characteristics of stimulable phosphors vary depending on their chemical components, and the peak wavelength of the stimulating light that easily induces fluorescence is not the same for all of them. For example, the peak wavelength of the stimulating light for BaFBr:Eu is 600 nm, and for KCl:Eu it is 560 nm. Therefore, if it is possible to determine the wavelength of the stimulating light in a dosimeter to match the stimulable phosphor used, it is possible to improve the accuracy of dose measurement even when the stored energy decreases as the detector is made smaller.

上記の線量計において、検出部と光ファイバー(の生体内挿入部)とが、いずれも、横断面における最大寸法が1mm以下でありシリコーン等の生体適合材料によって覆われているのが好ましい。横断面における最大寸法が1mm以下とは、光ファイバーについて直径が1mm以下であり、検出部については、光軸と垂直な断面において直径1mm以内の円内に全体が収まり得ることをいう。また、生体適合材料によって覆われているというのは、当該材料でコーティングされている場合と、外側部材が当該材料で構成されている場合とを含む。
検出部と光ファイバーとがそのようなものであれば、生体内にそれらを留置するとき生体を損傷するリスクが低い。したがって、それらを生体内に留置しておいて繰り返し正確な線量計測を実施できるため、上記線量計によって放射線治療の効果を高めることが可能になる。
In the above dosimeter, it is preferable that the detection unit and the optical fiber (the part inserted into the living body) each have a maximum dimension in cross section of 1 mm or less and are covered with a biocompatible material such as silicone. The maximum dimension in cross section of 1 mm or less means that the optical fiber has a diameter of 1 mm or less, and the detection unit can be entirely contained within a circle of 1 mm diameter or less in a cross section perpendicular to the optical axis. Covered with a biocompatible material includes the case where the detection unit is coated with the material and the case where the outer member is made of the material.
If the detector and the optical fiber are of such a nature, there is a low risk of damaging the living body when they are placed in the living body, and therefore they can be left in the living body to perform accurate dose measurements repeatedly, thereby improving the effectiveness of radiation therapy.

さらに、上記の検出部が、表面に厚さ1μm~10μmの金皮膜をコーティングされているものであると有利である。
金は、いわゆるマーカーとして生体内に埋め込まれ、放射線治療時のターゲット(腫瘍等)に対する位置合わせのために使用されることがある。そのため、上記のように検出部が金皮膜をコーティングされていると、当該検出部に、放射線治療時の位置合わせのためのマーカーを兼ねさせることができる。検出部が金属成分を多く含むと、X線、CT、MRIの撮像時にアーチファクト(ノイズ)が生じがちであり、その一方、金の皮膜厚さが薄すぎるとマーカーとしての機能を果たせない恐れがあるが、皮膜厚さが上記の範囲内にあればそれらの不都合は生じない。
検出部が、正確な線量計測を可能にするとともに上記のとおりマーカーとしても使用できるとすれば、高精度の定位放射線治療を行ううえできわめて好ましい。
Furthermore, it is advantageous if the surface of the detection portion is coated with a gold film having a thickness of 1 μm to 10 μm.
Gold is sometimes embedded in the living body as a so-called marker and used for alignment with a target (such as a tumor) during radiation therapy. Therefore, when the detection unit is coated with a gold film as described above, the detection unit can also serve as a marker for alignment during radiation therapy. If the detection unit contains a large amount of metal components, artifacts (noise) tend to occur during imaging with X-rays, CT, or MRI. On the other hand, if the gold film is too thin, it may not function as a marker, but if the film thickness is within the above range, these inconveniences do not occur.
If the detection unit allows accurate dose measurement and can also be used as a marker as described above, this is extremely preferable for performing highly accurate stereotactic radiotherapy.

上記の線量計が、上記検出部が複数個接続され、または、上記の検出部内に複数個の輝尽性蛍光体が内蔵されたものであるのも好ましい。
そのような線量計なら、ターゲットに照射された線量とともに、それを外れて周辺に照射された線量をも同時に計測することができる。それにより、低侵襲で高精度の定位放射線治療を行えるようにすることが可能になる。
It is also preferable that the dosimeter is one in which a plurality of the detection sections are connected, or a plurality of stimulable phosphors are built in the detection section.
Such a dosimeter would be able to simultaneously measure the dose delivered to the target as well as the dose delivered to the surrounding area, making it possible to perform minimally invasive, highly accurate stereotactic radiation therapy.

発明の制御方法は、輝尽性蛍光体が内蔵された検出部とそれに接続された光ファイバーとを有する線量計を、パルス状に照射される放射線の量を計測するために使用する線量計の制御方法であって、
A) 光ファイバーを通して輝尽性蛍光体に刺激光を供給するとともに輝尽性蛍光体から蛍光を放出させ、放出された蛍光量を読み取ることによって、輝尽性蛍光体に照射された放射線の量を計測すること、および、
B) 輝尽性蛍光体もしくは光ファイバーの各特性または放射線の照射状況に応じて、上記刺激光の供給条件または蛍光量の読み取り条件を設定すること
を特徴とする。
The control method of the present invention is a method for controlling a dosimeter that uses a dosimeter having a detection unit containing a stimulable phosphor and an optical fiber connected thereto for measuring the amount of radiation irradiated in a pulsed manner, the method comprising the steps of:
A) supplying stimulating light to the stimulable phosphor through an optical fiber and causing the stimulable phosphor to emit fluorescence, and measuring the amount of radiation irradiated to the stimulable phosphor by reading the amount of emitted fluorescence; and
B) The conditions for supplying the stimulating light or the conditions for reading the amount of fluorescence are set according to the characteristics of the stimulable phosphor or optical fiber or the state of irradiation with radiation.

この制御方法は、上記A)の特徴を有するため、輝尽性蛍光体に放射線が照射されたのち光ファイバーを通してレーザー光等の刺激光を供給すると、照射された線量にほぼ比例した蛍光を輝尽性蛍光体が放出する。そのため、放出された蛍光量を読み取ることによって、照射された放射線量の計測が行える。また、上記B)の特徴を有するため、使用する輝尽性蛍光体や光ファイバーを変更した場合にも、また放射線の照射状況が変わった場合にも、線量計による適切な線量計測を行うことができる。 This control method has the above characteristic A), so when the stimulable phosphor is irradiated with radiation and then stimulating light such as laser light is supplied through an optical fiber, the phosphor emits fluorescence that is roughly proportional to the radiation dose. Therefore, the amount of radiation irradiated can be measured by reading the amount of emitted fluorescence. In addition, because it has the above characteristic B), appropriate dose measurement can be performed with the dosimeter even if the stimulable phosphor or optical fiber used is changed, or if the radiation irradiation conditions change.

上記の制御方法については、とくに、照射される放射線のパルスの間であって、あるパルスの照射が終了して一定のディレー時間が経過した後、次のパルスの照射が開始されるまでの間に、上記刺激光を輝尽性蛍光体に供給すると好ましい。
そのようにすると、放射線照射を受けるとほぼ同時に即発蛍光およびチェレンコフ光等のノイズを発する輝尽性蛍光体や光ファイバーを使用する場合等にも、ノイズの影響を受けない正確な線量計測が可能になる。
In the above-mentioned control method, it is particularly preferable to supply the stimulating light to the stimulable phosphor during a period between pulses of radiation to be irradiated, after a certain delay time has elapsed since the end of irradiation of a certain pulse, and before the start of irradiation of the next pulse.
In this way, even when using stimulable phosphors or optical fibers that emit noise such as prompt fluorescence and Cherenkov light almost immediately upon exposure to radiation, accurate dose measurement without being affected by noise is possible.

本発明の線量計によれば、検出部の小型化等に関連して使用する輝尽性蛍光体や光ファイバーを変更した場合にも、また放射線の照射状況が変わった場合にも、刺激光の供給条件等の設定によって、精度の高い適切な線量計測を行うことができる。
たとえば、あるパルスの放射線照射が終了して一定のディレー時間が経過した後、次のパルスの照射が開始されるまでの間に刺激光を輝尽性蛍光体に供給するよう設定され、照射される放射線のパルス間のどの間隔で刺激光を供給するかを設定され、または、使用する輝尽性蛍光体に合わせて刺激光の波長を設定されることにより、正確な線量計測を行うことができる。
さらには、検出部と光ファイバーとが横断面における最大寸法が1mm以下であり生体適合材料によって覆われている線量計や、検出部の表面に金皮膜をコーティングされているもの、または、検出部が複数個接続されていたり検出部内に複数個の輝尽性蛍光体が内蔵されていたりするものも、それぞれ低侵襲で高精度の定位放射線治療を可能にする。
発明による線量計の制御方法では、線量計において使用する輝尽性蛍光体や光ファイバーが変更された場合にも、また放射線の照射状況が変わった場合にも、高精度の適切な線量計測を行うことができる。
According to the dosimeter of the present invention, even when the stimulable phosphor or optical fiber used is changed in order to reduce the size of the detection section, or when the radiation irradiation conditions are changed, it is possible to perform accurate and appropriate dose measurement by simply setting the conditions for supplying the stimulating light, etc.
For example, it is possible to set the stimulating light to be supplied to the stimulable phosphor after a certain delay time has elapsed since the end of a certain pulse of radiation irradiation and before the start of the next pulse of irradiation, to set the interval at which the stimulating light is supplied between the irradiated pulses of radiation, or to set the wavelength of the stimulating light in accordance with the stimulable phosphor used, thereby enabling accurate dose measurement.
Furthermore, dosimeters in which the detection unit and optical fiber have a maximum cross-sectional dimension of 1 mm or less and are covered with a biocompatible material, dosimeters in which the surface of the detection unit is coated with a gold film, or dosimeters in which multiple detection units are connected or multiple photostimulable phosphors are built into the detection unit all enable minimally invasive, highly accurate stereotactic radiotherapy.
The dosimeter control method of the present invention makes it possible to perform appropriate dose measurement with high accuracy even when the stimulable phosphor or optical fiber used in the dosimeter is changed, or when the radiation irradiation conditions change.

発明の実施例としての線量計1を示す概略の構成図である。1 is a schematic diagram showing a configuration of a dosimeter 1 according to an embodiment of the present invention; 図1の線量計1における検出部10を示す縦断面図である。2 is a vertical cross-sectional view showing a detection unit 10 in the dosimeter 1 of FIG. 1 . 図1の線量計1に関する機能ブロック図である。FIG. 2 is a functional block diagram of the dosimeter 1 of FIG. 照射する放射線(X線)のパルスと、図1の線量計1において使用する刺激光のパルスと、放出される蛍光の強度(フォトマル出力)とを、時間経過とともに示すチャートである。2 is a chart showing pulses of radiation (X-rays) to be irradiated, pulses of stimulating light used in the dosimeter 1 of FIG. 1, and the intensity of emitted fluorescent light (photomultiplier output) over time. 図4と同様にX線のパルスと刺激光のパルスと蛍光の強度とを示すチャートであって、図1の線量計1で他の検出部10(輝尽性蛍光体11)を使用する場合について示している。4, this is a chart showing X-ray pulses, stimulating light pulses, and fluorescence intensity, and shows the case where another detection unit 10 (stimulable phosphor 11) is used in the dosimeter 1 of FIG. 図1と同様の線量計において使用できる検出部60および光ファイバー70を示す平面図である。FIG. 2 is a plan view showing a detector 60 and an optical fiber 70 that can be used in a dosimeter similar to that of FIG. 1 .

図1~図3に、発明の実施例である線量計1の構成を示す。線量計1は、定位放射線治療を行う際に生体内に埋め込まれて線量計測をするためのもので、低侵襲とするために生体への挿入部分を小型(小径)に構成している。 Figures 1 to 3 show the configuration of dosimeter 1, which is an embodiment of the invention. Dosimeter 1 is implanted in the body to measure dose during stereotactic radiotherapy, and the part inserted into the body is made small (small diameter) to make it minimally invasive.

線量計1の本体全体を図1に示す。図示右方の先端部に検出部10を有し、それに光ファイバー20が接続されて端部にコネクタ21が設けられている。検出部10と光ファイバー20との外径は1mm以下であり、検出部10の全体と光ファイバー20の一部(先端寄りの部分)とが、放射線治療のために生体内に挿入され留置される。 The entire body of the dosimeter 1 is shown in Figure 1. It has a detection unit 10 at the tip on the right side of the figure, to which an optical fiber 20 is connected and a connector 21 is provided at the end. The outer diameter of the detection unit 10 and the optical fiber 20 is 1 mm or less, and the entire detection unit 10 and a part of the optical fiber 20 (the part near the tip) are inserted and left in the living body for radiation therapy.

上記の光ファイバー20は、コネクタ21によって送受光部30と連結できるようになっている。送受光部30は、ファイバー32によって半導体レーザー31に接続されるとともに、バンドパスフィルター35を介して光電子増倍管(フォトマル)36に接続されている。送受光部30には、分岐ミラー33およびコリメーター34が光の通路に取り付けられている。 The optical fiber 20 can be connected to the light transmitting/receiving unit 30 by a connector 21. The light transmitting/receiving unit 30 is connected to a semiconductor laser 31 by a fiber 32, and is also connected to a photomultiplier tube (photomultiplier) 36 via a bandpass filter 35. A branching mirror 33 and a collimator 34 are attached to the light path of the light transmitting/receiving unit 30.

検出部10等の構成の一例(縦断面図)を図2に示す。生体内に留置されるに適したシリコーン等の生体適合材料によって筒状のケース13が形成され、その先端部の内側に輝尽性蛍光体11が取り付けられている。輝尽性蛍光体11の手前に球状のレンズ12が設けられ、それへ向けて光ファイバー20が接続されている。また、放射線治療時の位置合わせのためのマーカーとしても検出部10を使用できるよう、ケース13の外周は厚さ5μm程度の金の皮膜14で覆われている。なお、レンズ12は、集光性を向上させる目的で設けているが、省略することもできる。 An example of the configuration of the detection unit 10, etc., is shown in Figure 2 (longitudinal cross section). A cylindrical case 13 is formed from a biocompatible material such as silicone that is suitable for placement inside a living body, and the photostimulable phosphor 11 is attached to the inside of its tip. A spherical lens 12 is provided in front of the photostimulable phosphor 11, and an optical fiber 20 is connected to it. The outer periphery of the case 13 is covered with a gold coating 14 with a thickness of about 5 μm so that the detection unit 10 can also be used as a marker for positioning during radiation therapy. The lens 12 is provided to improve light collection, but can be omitted.

輝尽性蛍光体11としては、BaFBr:EuやKCl:Euなど、特性の異なる種々のものを使用することができる。別の輝尽性蛍光体11、または特性の異なる他の光ファイバー20を使用する際には、図1のように検出部10と光ファイバー20(およびコネクタ21)とが一体にされたセットを、送受光部30に対してコネクタ21の部分で分離・接続する。 As the stimulable phosphor 11, various phosphors with different characteristics, such as BaFBr:Eu and KCl:Eu, can be used. When using a different stimulable phosphor 11 or a different optical fiber 20 with different characteristics, the set in which the detection unit 10 and optical fiber 20 (and connector 21) are integrated as shown in Figure 1 is separated and connected to the light transmitting and receiving unit 30 at the connector 21.

検出部10に内蔵された輝尽性蛍光体11は、放射線の照射を受けたのちに刺激光としてレーザー光を受けると、照射された放射線量に比例する輝尽性蛍光を発する。図1の線量計1では、半導体レーザー31からの刺激光が、送受光部30のミラー33を透過して光ファイバー20から検出部10の輝尽性蛍光体11に達するとともに、その蛍光体11が放出する蛍光が、光ファイバー20から送受光部30に進みミラー33で反射して光電子増倍管36に至るよう構成されている。ただし、線形加速器を用いた定位放射線治療において放射線がパルス状に照射されることから、刺激光の供給等のタイミングについては放射線照射のパルスとの関係を適切化する必要がある。 When the stimulable phosphor 11 built into the detection unit 10 is irradiated with radiation and then receives laser light as stimulating light, it emits stimulable fluorescence proportional to the amount of radiation irradiated. In the dosimeter 1 of FIG. 1, the stimulating light from the semiconductor laser 31 passes through the mirror 33 of the light transmitting/receiving unit 30, and reaches the stimulable phosphor 11 of the detection unit 10 from the optical fiber 20, while the fluorescence emitted by the phosphor 11 travels from the optical fiber 20 to the light transmitting/receiving unit 30, is reflected by the mirror 33, and reaches the photomultiplier tube 36. However, since radiation is irradiated in pulses in stereotactic radiotherapy using a linear accelerator, the timing of the supply of the stimulating light, etc. must be appropriately related to the pulse of radiation irradiation.

上記したタイミングの適切化等を可能とする線量計1の制御系統を図3に示している。放射線の照射に対する刺激光の供給と輝尽性蛍光の読み取りを、線量計1はつぎのような制御によって実施する。
1) 放射線治療を担うX線照射装置40から、X線照射のパルスについての時期と回数とをnカウンタ51が受け取ることとし、線量計1の制御プロセッサ50は、そのnカウンタ51に対して所定のカウント値(n)を設定するとともに、X線照射パルスの回数がそのカウント値(n)に達したときカウント値をリセットするよう設定しておく。
2) nカウンタ51においてX線照射パルスの回数が終了した(n回となった)とき、遅延設定部52が、必要に応じて所定のディレー時間を設定したうえ、パルス発生部53に刺激光供給のためのパルス発信を指令する。パルス発生部53は、遅延設定部52からの指令によってパルスを発し、それを半導体レーザー31に伝える。
3) パルス発生部53からのパルスの間、半導体レーザー31が発光し、その光を刺激光として送受光部30および光ファイバー20を通して検出部10内の輝尽性蛍光体11に供給する。
A control system of the dosimeter 1 that enables the above-mentioned optimization of timing is shown in Fig. 3. The dosimeter 1 performs the supply of stimulating light in response to irradiation of radiation and the reading of photostimulable fluorescence through the following control.
1) The n counter 51 receives the timing and number of X-ray irradiation pulses from the X-ray irradiation device 40 responsible for radiation therapy, and the control processor 50 of the dosimeter 1 sets a predetermined count value (n) for the n counter 51 and resets the count value when the number of X-ray irradiation pulses reaches the count value (n).
2) When the number of X-ray irradiation pulses has been reached (n times) in the n counter 51, the delay setting unit 52 sets a predetermined delay time as necessary and commands the pulse generating unit 53 to emit a pulse for supplying stimulation light. The pulse generating unit 53 emits a pulse in response to the command from the delay setting unit 52 and transmits it to the semiconductor laser 31.
3) During the pulse from the pulse generating section 53, the semiconductor laser 31 emits light, and the light is supplied as stimulating light to the stimulable phosphor 11 in the detecting section 10 through the light transmitting/receiving section 30 and the optical fiber 20.

4) 刺激光を受けることによって輝尽性蛍光体11が蛍光を発するので、その蛍光を、光ファイバー20および送受光部30を通して光電子増倍管(フォトマル)36へ送る。
5) 光電子増倍管36は、上記蛍光の強さに応じた電気信号を、スイッチ54およびA/D変換器55を介して制御プロセッサ50内のデータメモリ56へ伝える。スイッチ54は、パルス発生部53が上記パルスを発する時間に対応してONとなるものである。
6) データメモリ56へ伝えられた信号は、USB I/F57を通して計測用コンピュータへ送られ、そこで積分等の演算をされることにより蛍光量の全量に換算される。当該全量は、輝尽性蛍光体11に照射されたX線の線量に比例するものである。
4) When the stimulable phosphor 11 receives the stimulating light, it emits fluorescence, which is then sent to a photomultiplier tube (photomultiplier) 36 via an optical fiber 20 and a light transmitting/receiving section 30 .
5) The photomultiplier tube 36 transmits an electrical signal corresponding to the intensity of the fluorescent light to a data memory 56 in the control processor 50 via a switch 54 and an A/D converter 55. The switch 54 is turned ON at the time when the pulse generating unit 53 generates the pulse.
6) The signal transmitted to the data memory 56 is sent to the measurement computer via the USB I/F 57, where it is converted into the total amount of fluorescence by calculations such as integration. The total amount is proportional to the amount of X-rays irradiated to the stimulable phosphor 11.

放射線照射の態様と使用する輝尽性蛍光体11、刺激光の供給条件、蛍光の読み取り条件について例を示す。
定位放射線治療におけるある装置において、放射線(X線)の照射タイミングは360pps(Pulse Per Second)であり、パルス幅は5μs、パルス間隔は2.78msである。そのケースで、輝尽性蛍光体11としてたとえばBaFBr:Euを有する検出部10を使用する。この輝尽性蛍光体11は、蛍光発光に関する時定数が0.2ms程度と比較的小さい。
Examples of the mode of radiation irradiation, the stimulable phosphor 11 used, the conditions for supplying stimulating light, and the conditions for reading the fluorescence will be described below.
In a certain device for stereotactic radiotherapy, the timing of irradiation of radiation (X-rays) is 360 pps (Pulse Per Second), the pulse width is 5 μs, and the pulse interval is 2.78 ms. In this case, a detection unit 10 containing, for example, BaFBr:Eu as a photostimulable phosphor 11 is used. This photostimulable phosphor 11 has a relatively small time constant for fluorescent emission of about 0.2 ms.

その場合、線量計1においては、図3の遅延設定部52に400μsのディレー時間を設定し、パルス発生部53が半導体レーザー31に発する刺激光パルスの幅を2msと定めている。ディレー時間を上のように設定するのは、放射線照射時の即発蛍光およびチェレンコフ光によるノイズを読取りデータに含めないためである。パルス幅を2msに設定するのは、その幅なら放射線照射のパルス間隔よりも短いので当該照射パルスと重なることを避けられるうえ、その2msの間に輝尽性蛍光体11の蛍光発光を完了させる(つまり時定数が上記のとおり小さいので、放射線照射によって蓄積したエネルギーの全量をその間に放出させる)ことができるからである。 In this case, in the dosimeter 1, a delay time of 400 μs is set in the delay setting unit 52 in FIG. 3, and the width of the stimulating light pulse emitted by the pulse generating unit 53 to the semiconductor laser 31 is set to 2 ms. The delay time is set as above in order to prevent noise due to prompt fluorescence and Cherenkov light during radiation exposure from being included in the read data. The pulse width is set to 2 ms because this width is shorter than the pulse interval of radiation exposure, so overlap with the exposure pulse can be avoided, and the fluorescence emission of the stimulable phosphor 11 can be completed within that 2 ms (in other words, because the time constant is small as described above, the entire amount of energy accumulated by radiation exposure can be released within that time).

上記の例における、放射線(X線)のパルスと刺激光の供給パルスと蛍光の発光強度とに関するデータを、図4に示す。
図4(a)(b)のように、X線照射のパルスの回数がn回(i=n)となったとき、そのn回目の照射パルスの終了からディレー時間400μsが経過した時点で、波長が600nm程度の刺激光を、パルス状に2msだけ輝尽性蛍光体11へ供給する。輝尽性蛍光体11は、図4(c)のとおり、X線の照射パルスのたびにチェレンコフ光(および即発蛍光)を発するとともに、刺激光の供給を受けたとき、それまで(i=1~nの間)に受けたX線のエネルギーに対応する蛍光を発し、それら光の強さが光電子増倍管(フォトマル)36からの電気信号となる。上記のようにn回目のX線照射があったとき、ディレー時間をおいて輝尽性蛍光体11が刺激光を受け、図3の装置においてその刺激光照射の時間にだけスイッチ54がONとなって電気信号をデータメモリ56へ伝えることから、チェレンコフ光や即発蛍光の影響を含めずに蛍光の強さを計測することができる。光電子増倍管36を経てデータメモリ56に至った信号を演算することによって、それまでのX線の総量を知り得るわけである。輝尽性蛍光体11が上記BaFBr:Euである場合のエネルギーの放出は、刺激光を供給する2msの間に完了するため、リセットされたカウント値が再びn回に達したときも正しくX線量の計測が行える。
FIG. 4 shows data relating to the radiation (X-ray) pulse, the supply pulse of stimulating light, and the fluorescence emission intensity in the above example.
As shown in Fig. 4(a) and (b), when the number of X-ray pulses reaches n (i=n), a stimulating light having a wavelength of about 600 nm is supplied to the stimulable phosphor 11 in a pulsed manner for 2 ms at the point where a delay time of 400 μs has elapsed since the end of the nth X-ray pulse. As shown in Fig. 4(c), the stimulable phosphor 11 emits Cherenkov light (and prompt fluorescence) with each X-ray pulse, and when it receives the stimulating light, it emits fluorescence corresponding to the energy of the X-rays it has received up to that point (between i=1 and n), and the intensity of these lights becomes an electric signal from the photomultiplier tube (photomultiplier) 36. As described above, when the nth X-ray pulse is applied, the stimulable phosphor 11 receives the stimulating light after a delay time, and in the device of Fig. 3, the switch 54 is turned on only during the time of the stimulating light irradiation, transmitting an electric signal to the data memory 56. Therefore, the intensity of the fluorescence can be measured without the influence of Cherenkov light or prompt fluorescence. The total amount of X-rays emitted up to that point can be determined by calculating the signal that has passed through the photomultiplier tube 36 and reached the data memory 56. When the stimulable phosphor 11 is the above-mentioned BaFBr:Eu, the emission of energy is completed within 2 ms while the stimulating light is supplied, so that the amount of X-rays can be measured correctly even when the reset count value reaches n again.

放射線照射の態様が上記の例と同一であるものの、輝尽性蛍光体11として上記とは別のKCl:Euを使用する例について、データを図5に示す。
図5(a)に示すようにX線の照射が360ppsで行われ、パルス幅が5μs、パルス間隔が2.78msである点は上記の例と同じであるが、輝尽性蛍光体11として使用するKCl:Euは、刺激光として最適の波長が異なっており、また蛍光放出時の時定数に1ms程度の大きなものを含んでいる。そのため、刺激光の波長が上記の例と同じでは十分な蛍光が放出されず、また、刺激光を供給する2ms程度の時間内には、放射線照射で蓄積したエネルギーの全量を放出することが困難である。
FIG. 5 shows data for an example in which the radiation exposure was the same as in the above example, but a different KCl:Eu was used as the stimulable phosphor 11.
As shown in Fig. 5(a), X-ray irradiation is performed at 360 pps, the pulse width is 5 µs, and the pulse interval is 2.78 ms, which is the same as the above example, but the KCl:Eu used as the stimulable phosphor 11 has a different optimum wavelength as a stimulating light, and contains a large time constant of about 1 ms when emitting fluorescence. Therefore, if the wavelength of the stimulating light is the same as the above example, sufficient fluorescence is not emitted, and it is difficult to release the entire amount of energy accumulated by radiation irradiation within the time of about 2 ms for supplying the stimulating light.

したがってこの第2の例では、刺激光として波長が560nm程度のものを供給する。また、X線照射パルスのカウント値がnになったときのほか、リセットされて続く2回のカウント(つまりi=n、0、1の3回)において、図5(b)のように、上記と同じくディレー時間400μsをおいて2msだけパルス状に刺激光を供給することとする。図3の制御系における操作としては、パルス発生部53の設定を一部変更するのである。 Therefore, in this second example, a stimulating light with a wavelength of about 560 nm is supplied. In addition to when the count value of the X-ray irradiation pulses reaches n, the stimulating light is supplied in pulse form for only 2 ms after resetting (i.e., three times when i = n, 0, and 1), as shown in Figure 5 (b), with a delay time of 400 μs as above. The operation in the control system of Figure 3 involves changing some of the settings of the pulse generating unit 53.

上記により、輝尽性蛍光体11が3回にわたって発光し、それを受けた光電子増倍管(フォトマル)36から図5(c)のように電気信号が出力される。放射線照射によって輝尽性蛍光体11に蓄積したエネルギーは、1回の刺激光の供給によっては全量放出されることがないが、刺激光が3回供給される間には全量が放出される。光電子増倍管36からの図示の電気信号(図3のスイッチ54を介してデータメモリ56へ送られたもの。チェレンコフ光や即発蛍光に対応する信号を含まない)を積分等すれば、検出部10の輝尽性蛍光体11に照射されたX線量を知ることができる。 As a result of the above, the stimulable phosphor 11 emits light three times, and the photomultiplier tube (photomultiplier) 36 that receives it outputs an electrical signal as shown in Figure 5 (c). The energy stored in the stimulable phosphor 11 by irradiation with radiation is not fully released by a single supply of stimulating light, but is fully released during the three supplies of stimulating light. By integrating the illustrated electrical signal from the photomultiplier tube 36 (sent to the data memory 56 via the switch 54 in Figure 3; does not include signals corresponding to Cherenkov light or prompt fluorescence), the amount of X-rays irradiated to the stimulable phosphor 11 in the detection unit 10 can be determined.

輝尽性蛍光体11の時定数がさらに大きい場合やX線照射のパルス間隔がとくに短い場合には、刺激光を4回以上供給して輝尽発光させる必要がある。X線照射のカウント値が再びi=nとなるときまでに、輝尽性蛍光体11に蓄積したエネルギーをリセットしてやることによって、正確な線量計測が可能になるからである。 If the time constant of the stimulable phosphor 11 is even larger or if the pulse interval of the X-ray irradiation is particularly short, it is necessary to supply stimulating light four or more times to stimulate the phosphor to emit light. This is because accurate dose measurement becomes possible by resetting the energy stored in the stimulable phosphor 11 before the X-ray irradiation count value again becomes i = n.

発明による線量計またはその制御方法は、以上に示した以外の形態で構成することも可能である。たとえば、光ファイバー20として特性の異なるものを使用する際にも、刺激光の供給条件や蛍光量の読み取り条件を変更して高精度の線量計測ができるようにするのがよい。また、場合によっては、図6のように異なる構成の検出部60を線量計において使用するのも好ましい。 The dosimeter or control method according to the invention can be configured in a form other than that shown above. For example, when using optical fibers 20 with different characteristics, it is advisable to change the conditions for supplying the stimulating light and the conditions for reading the amount of fluorescence to enable highly accurate dose measurement. In some cases, it may be preferable to use a detector 60 with a different configuration in the dosimeter, as shown in FIG. 6.

図6は、上述の線量計1と同様に構成する線量計において使用できる検出部60と光ファイバー70の構成を示している。この検出部60は、シリコーン等の生体適合材料でできた帯状または棒状の部材63の先端部内側に複数の輝尽性蛍光体61を有し、各蛍光体61に光ファイバー70が接続されたものである。
このような検出部60を生体内に埋め込んで定位放射線治療を行うなら、治療のターゲットとなる部位に照射された線量と、それを外れて周辺に照射された線量とを線量計によって同時に計測することができる。そのため、低侵襲でとくに高精度の定位放射線治療を行うことが可能になる。
6 shows the configuration of a detection section 60 and an optical fiber 70 that can be used in a dosimeter configured similarly to the above-mentioned dosimeter 1. This detection section 60 has a plurality of stimulable phosphors 61 on the inside of the tip of a strip- or rod-shaped member 63 made of a biocompatible material such as silicone, and an optical fiber 70 is connected to each phosphor 61.
If such a detector 60 is embedded in a living body to perform stereotactic radiotherapy, the dose irradiated to the target area of the treatment and the dose irradiated to the surrounding area can be measured simultaneously by a dosimeter, which makes it possible to perform stereotactic radiotherapy with a minimal invasiveness and particularly high accuracy.

1 線量計
10・60 検出部
11・61 輝尽性蛍光体
20・70 光ファイバー
21 コネクター
30 送受光部
31 半導体レーザー
33 分岐ミラー
34 コリメーター
35 バンドパスフィルター
36 光電子増倍管(フォトマル)
40 X線照射装置
50 制御プロセッサ
1 Dosimeter 10, 60 Detector 11, 61 Stimulable phosphor 20, 70 Optical fiber 21 Connector 30 Light transmitting/receiving section 31 Semiconductor laser 33 Branching mirror 34 Collimator 35 Bandpass filter 36 Photomultiplier tube (photomultiplier)
40 X-ray irradiation device 50 Control processor

Claims (6)

輝尽性蛍光体が内蔵された検出部とそれに接続された光ファイバーとを有する線量計であって、
パルス状に照射される放射線の量を計測するために、光ファイバーを通して輝尽性蛍光体に刺激光を供給するとともに輝尽性蛍光体から蛍光を放出させ、放出された蛍光量を読み取ることによって、輝尽性蛍光体に照射された放射線の量を計測すること、
および、照射される放射線のパルスの間であって、あるパルスとそれに続く2以上のパルスとの間にある複数の間隔のそれぞれにおいて、各パルスの照射が終了して一定のディレー時間が経過した後、次のパルスの照射が開始されるまでの間に、輝尽性蛍光体に上記刺激光を供給し、それら複数回の供給の間に、それまでに照射された放射線により輝尽性蛍光体に蓄積したエネルギーを上記蛍光として放出させ、放出された蛍光の合計量を読み取ることを特徴とする線量計。
A dosimeter having a detection unit containing a stimulable phosphor and an optical fiber connected thereto,
In order to measure the amount of radiation irradiated in a pulsed manner, a stimulating light is supplied to the stimulable phosphor through an optical fiber, causing the stimulable phosphor to emit fluorescence, and the amount of emitted fluorescence is read, thereby measuring the amount of radiation irradiated to the stimulable phosphor;
and a dosimeter characterized in that, during each of a plurality of intervals between a certain pulse and two or more succeeding pulses of radiation being irradiated, the stimulable phosphor is supplied with the stimulating light during the period from the end of irradiation of each pulse to the start of irradiation of the next pulse after a certain delay time has elapsed, and during the plurality of supplies of the stimulating light, energy stored in the stimulable phosphor by the radiation irradiated up to that point is released as the fluorescent light, and the total amount of the released fluorescent light is read.
輝尽性蛍光体の特性に応じて上記刺激光の波長を設定することを特徴とする請求項1に記載の線量計。 2. The dosimeter according to claim 1, wherein the wavelength of said stimulating light is set in accordance with the characteristics of said stimulable phosphor. 上記の検出部と光ファイバーとが、いずれも、横断面における最大寸法が1mm以下であり生体適合材料によって覆われていることを特徴とする請求項1または2に記載の線量計。 3. The dosimeter according to claim 1, wherein the detection section and the optical fiber each have a maximum dimension in cross section of 1 mm or less and are covered with a biocompatible material. 輝尽性蛍光体が内蔵された検出部とそれに接続された光ファイバーとを有する線量計であって、
パルス状に照射される放射線の量を計測するために、光ファイバーを通して輝尽性蛍光体に刺激光を供給するとともに輝尽性蛍光体から蛍光を放出させ、放出された蛍光量を読み取ることによって、輝尽性蛍光体に照射された放射線の量を計測すること、
輝尽性蛍光体もしくは光ファイバーの各特性または放射線の照射状況に応じて、上記刺激光の供給条件または蛍光量の読み取り条件を設定すること、
および、上記の検出部が、表面に厚さ1μm~10μmの金皮膜をコーティングされていることを特徴とする線量計。
A dosimeter having a detection unit containing a stimulable phosphor and an optical fiber connected thereto,
In order to measure the amount of radiation irradiated in a pulsed manner, a stimulating light is supplied to the stimulable phosphor through an optical fiber, causing the stimulable phosphor to emit fluorescence, and the amount of emitted fluorescence is read, thereby measuring the amount of radiation irradiated to the stimulable phosphor;
Setting the conditions for supplying the stimulating light or the conditions for reading the amount of fluorescence according to the characteristics of the stimulable phosphor or the optical fiber or the irradiation conditions of the radiation;
A dosimeter characterized in that the detection unit has a surface coated with a gold film having a thickness of 1 μm to 10 μm.
輝尽性蛍光体が内蔵された検出部とそれに接続された光ファイバーとを有する線量計であって、
パルス状に照射される放射線の量を計測するために、光ファイバーを通して輝尽性蛍光体に刺激光を供給するとともに輝尽性蛍光体から蛍光を放出させ、放出された蛍光量を読み取ることによって、輝尽性蛍光体に照射された放射線の量を計測すること、
輝尽性蛍光体もしくは光ファイバーの各特性または放射線の照射状況に応じて、上記刺激光の供給条件または蛍光量の読み取り条件を設定すること、
および、上記の検出部が複数個接続され、または、上記の検出部内に複数個の輝尽性蛍光体が内蔵されていることを特徴とする線量計。
A dosimeter having a detection unit containing a stimulable phosphor and an optical fiber connected thereto,
In order to measure the amount of radiation irradiated in a pulsed manner, a stimulating light is supplied to the stimulable phosphor through an optical fiber, causing the stimulable phosphor to emit fluorescence, and the amount of emitted fluorescence is read, thereby measuring the amount of radiation irradiated to the stimulable phosphor;
Setting the conditions for supplying the stimulating light or the conditions for reading the amount of fluorescence according to the characteristics of the stimulable phosphor or the optical fiber or the irradiation conditions of the radiation;
A dosimeter comprising a plurality of the above-mentioned detection units connected thereto, or a plurality of photostimulable phosphors built in the detection units.
輝尽性蛍光体が内蔵された検出部とそれに接続された光ファイバーとを含む線量計を、パルス状に照射される放射線の量を計測するために使用する線量計の制御方法であって、
光ファイバーを通して輝尽性蛍光体に刺激光を供給するとともに輝尽性蛍光体から蛍光を放出させ、放出された蛍光量を読み取ることによって、輝尽性蛍光体に照射された放射線の量を計測すること、
および、照射される放射線のパルスの間であって、あるパルスとそれに続く2以上のパルスとの間にある複数の間隔のそれぞれにおいて、各パルスの照射が終了して一定のディレー時間が経過した後、次のパルスの照射が開始されるまでの間に、輝尽性蛍光体に上記刺激光を供給し、それら複数回の供給の間に、それまでに照射された放射線により輝尽性蛍光体に蓄積したエネルギーを上記蛍光として放出させ、放出された蛍光の合計量を読み取ること
を特徴とする線量計の制御方法。
A method for controlling a dosimeter, which uses a dosimeter including a detection unit having a stimulable phosphor built therein and an optical fiber connected thereto, for measuring an amount of radiation irradiated in a pulsed manner, comprising the steps of:
supplying stimulating light to the stimulable phosphor through an optical fiber and causing the stimulable phosphor to emit fluorescence; and measuring the amount of radiation irradiated to the stimulable phosphor by reading the amount of emitted fluorescence;
and supplying the stimulable phosphor with the stimulating light during each of a plurality of intervals between a pulse of irradiated radiation and two or more subsequent pulses, after a certain delay time has elapsed since the end of irradiation of each pulse, until the start of irradiation of the next pulse, causing the stimulable phosphor to emit, during the plurality of supplies of stimulating light, the energy stored in the stimulable phosphor by the radiation irradiated up to that point as the fluorescent light, and reading the total amount of emitted fluorescent light.
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