JPH05345041A - 高エネルギー放射線検出装置 - Google Patents
高エネルギー放射線検出装置Info
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- JPH05345041A JPH05345041A JP5026564A JP2656493A JPH05345041A JP H05345041 A JPH05345041 A JP H05345041A JP 5026564 A JP5026564 A JP 5026564A JP 2656493 A JP2656493 A JP 2656493A JP H05345041 A JPH05345041 A JP H05345041A
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- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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- A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
- A61N5/1048—Monitoring, verifying, controlling systems and methods
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- G01—MEASURING; TESTING
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Abstract
(57)【要約】
【構成】 放射線変換器（１）は第１の主面（１ａ）で
高エネルギー放射線（Ｘ）を受け第２の主面（１ｂ）か
ら光（０）を出射する。検出器（２）は高エネルギー放
射線（４）から離間して位置されるよう変換器（１）か
ら横方向にずれている。検出器（３）は変換器（１）に
より出射された光を検出器（２）に向けて偏向する。バ
ッフル（４０）は変換器（１）の第２の主面（１ｂ）に
隣って位置される。バッフル（４０）は検出器（２）へ
の光学路（Ｐ）に対し垂直な方向の第２の主面（１ｂ）
に横方向に延在する光吸収面（４ａ）を有するバッフル
板（４）の配列を有する。 【効果】 バッフル（４）は画像コントラストの改善を
可能とする検出器により最後に受けた反射又は散乱され
た光（０’）の量を減少するよう第２の主面（１ｂ）か
ら反射され、散乱された光（０’）を吸収するよう作用
する。
高エネルギー放射線（Ｘ）を受け第２の主面（１ｂ）か
ら光（０）を出射する。検出器（２）は高エネルギー放
射線（４）から離間して位置されるよう変換器（１）か
ら横方向にずれている。検出器（３）は変換器（１）に
より出射された光を検出器（２）に向けて偏向する。バ
ッフル（４０）は変換器（１）の第２の主面（１ｂ）に
隣って位置される。バッフル（４０）は検出器（２）へ
の光学路（Ｐ）に対し垂直な方向の第２の主面（１ｂ）
に横方向に延在する光吸収面（４ａ）を有するバッフル
板（４）の配列を有する。 【効果】 バッフル（４）は画像コントラストの改善を
可能とする検出器により最後に受けた反射又は散乱され
た光（０’）の量を減少するよう第２の主面（１ｂ）か
ら反射され、散乱された光（０’）を吸収するよう作用
する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は高エネルギー放射線を検
出する装置に係る。
出する装置に係る。
【０００２】
【従来の技術】英国特許明細書第２２１２０３９号（Ｐ
ＨＢ３３３９５）は第１の主面で高エネルギー放射線を
受け、第１の主面に対向する第２の主面から光を出射す
る放射線変換器と、変換器により出射された光を検出
し、高エネルギー放射線から離れて位置するよう変換器
から横方向に変位された検出器と、変換器により出射さ
れた光を検出器に向けて偏向させる偏向器とからなるか
かる装置を開示している。
ＨＢ３３３９５）は第１の主面で高エネルギー放射線を
受け、第１の主面に対向する第２の主面から光を出射す
る放射線変換器と、変換器により出射された光を検出
し、高エネルギー放射線から離れて位置するよう変換器
から横方向に変位された検出器と、変換器により出射さ
れた光を検出器に向けて偏向させる偏向器とからなるか
かる装置を開示している。
【０００３】かかる装置は、例えば治療ビームにより治
療さるべき腫瘍のような領域の位置を患者の基準点に対
して正確に位置されることを可能にするべく放射線治療
で用いられる。治療ビーム自体の使用が治療領域のより
正確な位置決めを可能にするが、人体の異なる成分の密
度の差が高エネルギー放射線が用いられる時減衰により
小さな差を生じるので、高エネルギー透過性放射線を用
いて得られた放射線撮影像のコントラストは低エネルギ
ーＸ放射線画像装置のような診断装置を用いて達成され
うるものより更に低い。高エネルギー放射線が用いられ
る時、変換器を通る比較的に長い経路長が出力光信号で
の雑音を減少するのに望ましくこれは散乱及び画像ぶれ
の可能性を必然的に増すという事実により、これらの問
題は悪化される。更に、検出器が高エネルギー放射線の
視界の線の外に位置されなければならないので、変換器
により出力された光を検出器に向け偏向器により変換器
の第２の主面に反射され又は散乱されて戻された光が第
２の主面を効果的に照射し、検出器により検出された背
景レベルを増し、それにより検出器により得られた画像
のコントラストを更に減少するよう、鏡装置のような偏
向器を用いることが必要である。
療さるべき腫瘍のような領域の位置を患者の基準点に対
して正確に位置されることを可能にするべく放射線治療
で用いられる。治療ビーム自体の使用が治療領域のより
正確な位置決めを可能にするが、人体の異なる成分の密
度の差が高エネルギー放射線が用いられる時減衰により
小さな差を生じるので、高エネルギー透過性放射線を用
いて得られた放射線撮影像のコントラストは低エネルギ
ーＸ放射線画像装置のような診断装置を用いて達成され
うるものより更に低い。高エネルギー放射線が用いられ
る時、変換器を通る比較的に長い経路長が出力光信号で
の雑音を減少するのに望ましくこれは散乱及び画像ぶれ
の可能性を必然的に増すという事実により、これらの問
題は悪化される。更に、検出器が高エネルギー放射線の
視界の線の外に位置されなければならないので、変換器
により出力された光を検出器に向け偏向器により変換器
の第２の主面に反射され又は散乱されて戻された光が第
２の主面を効果的に照射し、検出器により検出された背
景レベルを増し、それにより検出器により得られた画像
のコントラストを更に減少するよう、鏡装置のような偏
向器を用いることが必要である。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は検出器
により得られた画像のコントラストの改善を可能とする
高エネルギー放射線を検出する装置を提供することであ
る。
により得られた画像のコントラストの改善を可能とする
高エネルギー放射線を検出する装置を提供することであ
る。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明の第１の面によれ
ば、第１の主面で高エネルギー放射線を受け、第１の主
面に対向する第２の主面から光を出射する放射線変換器
と、変換器により出射された光を検出し、高エネルギー
放射線から離れて位置するよう変換器から横方向に変位
された検出器と、変換器により出射された光を検出器に
向けて偏向させる偏向器とからなり、バッフルは変換器
の第２の主面に隣って位置し、検出器への光路に略沿っ
た方向に変換器の第２の主面の横方向に延在する光吸収
面を有するバッフル板の配列からなることを特徴とする
高エネルギー放射線検出用装置が提供される。
ば、第１の主面で高エネルギー放射線を受け、第１の主
面に対向する第２の主面から光を出射する放射線変換器
と、変換器により出射された光を検出し、高エネルギー
放射線から離れて位置するよう変換器から横方向に変位
された検出器と、変換器により出射された光を検出器に
向けて偏向させる偏向器とからなり、バッフルは変換器
の第２の主面に隣って位置し、検出器への光路に略沿っ
た方向に変換器の第２の主面の横方向に延在する光吸収
面を有するバッフル板の配列からなることを特徴とする
高エネルギー放射線検出用装置が提供される。
【０００６】本発明による装置において、バッフル板は
第２の主面から散乱され、偏向器から直接に反射された
光を吸収するよう作用するが、第２の主面の直接光出力
に殆ど作用しないように位置される。従って、検出器に
より最後に受けた散乱された光の量は検出器により得ら
れた画像のコントラストの改善を可能にするよう実信号
（即ち変換器の直接光出力）に対して減少されうる。バ
ッフル板はプラスチック材から形成されてよく、無光沢
黒面を有する。かかるバッフルは容易に、安価に製造さ
れる。バッフル板はバッフルが検出器に届く実信号を干
渉しないよう夫々が検出器への光線の経路に沿ってある
よう第２の主面に対して、互いに角度を有することが望
ましい。バッフルは変換器の第２の主面に直接に取付け
られてよい。偏向器は鏡からなってよい。或いは、鏡及
びレンズのような他の光学素子の使用を含むより複雑な
装置が用いられてもよい。
第２の主面から散乱され、偏向器から直接に反射された
光を吸収するよう作用するが、第２の主面の直接光出力
に殆ど作用しないように位置される。従って、検出器に
より最後に受けた散乱された光の量は検出器により得ら
れた画像のコントラストの改善を可能にするよう実信号
（即ち変換器の直接光出力）に対して減少されうる。バ
ッフル板はプラスチック材から形成されてよく、無光沢
黒面を有する。かかるバッフルは容易に、安価に製造さ
れる。バッフル板はバッフルが検出器に届く実信号を干
渉しないよう夫々が検出器への光線の経路に沿ってある
よう第２の主面に対して、互いに角度を有することが望
ましい。バッフルは変換器の第２の主面に直接に取付け
られてよい。偏向器は鏡からなってよい。或いは、鏡及
びレンズのような他の光学素子の使用を含むより複雑な
装置が用いられてもよい。
【０００７】変換器はガドリニウム酸素サルファイド
（Ｇｄ2 Ｏ2 Ｓ）のような材料からなってよいが、タリ
ウムドープされたヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）又はテル
リウムドープされたヨウ化セシウム（ＣｓＩ）のような
他の材料又は他の適切にドープされた無機単結晶材が用
いられてもよい。一般に、変換器は第１の主面を提供す
る重金属、例えばステンレス鋼又は銅のスクリーン及び
上記のガドリニウム酸化サルファイドのような変換材か
らなる蛍光スクリーンからなる。蛍光スクリーンは解像
度が過度に減少されるよう多くの散乱を生じないで出来
るだけ多くの感度を生じるよう十分に厚くすべきであ
る。ガドリニウム酸化サルファイド蛍光スクリーンに対
して略１乃至２mmの厚さが適切であるべきで、一方タリ
ウムドープされたヨウ化ナトリウムＮａＩ又はテルリウ
ムドープされたＣｓＩ蛍光スクリーンに対して５mm乃至
１５ｍの範囲の厚さが適切である。
（Ｇｄ2 Ｏ2 Ｓ）のような材料からなってよいが、タリ
ウムドープされたヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）又はテル
リウムドープされたヨウ化セシウム（ＣｓＩ）のような
他の材料又は他の適切にドープされた無機単結晶材が用
いられてもよい。一般に、変換器は第１の主面を提供す
る重金属、例えばステンレス鋼又は銅のスクリーン及び
上記のガドリニウム酸化サルファイドのような変換材か
らなる蛍光スクリーンからなる。蛍光スクリーンは解像
度が過度に減少されるよう多くの散乱を生じないで出来
るだけ多くの感度を生じるよう十分に厚くすべきであ
る。ガドリニウム酸化サルファイド蛍光スクリーンに対
して略１乃至２mmの厚さが適切であるべきで、一方タリ
ウムドープされたヨウ化ナトリウムＮａＩ又はテルリウ
ムドープされたＣｓＩ蛍光スクリーンに対して５mm乃至
１５ｍの範囲の厚さが適切である。
【０００８】本発明は又高エネルギー放射線源と、放射
さるべき患者を支持する支持部と、患者を通って送られ
た高エネルギー放射線を検出する第１の面による装置と
からなる高エネルギー画像装置を提供する。他の面にお
いて、本発明は高エネルギー放射線源と、放射さるべき
患者を支持する支持部と患者を通って伝達された高エネ
ルギー放射線を検出する第１の面による装置とからなる
放射線治療機を提供する。
さるべき患者を支持する支持部と、患者を通って送られ
た高エネルギー放射線を検出する第１の面による装置と
からなる高エネルギー画像装置を提供する。他の面にお
いて、本発明は高エネルギー放射線源と、放射さるべき
患者を支持する支持部と患者を通って伝達された高エネ
ルギー放射線を検出する第１の面による装置とからなる
放射線治療機を提供する。
【０００９】ここで用いられる如く、用語高エネルギー
放射線は、Ｘ線、ガンマー、電子及び光に変換しえ例え
ばかかる腫瘍の存在の診断よりむしろ例えば腫瘍の治療
に通常用いられる範囲でのエネルギー（典型的に１Ｍｅ
Ｖ（メガ電子ボルト）より大きい）を有する他の粒子放
射線を含むものである。本出願の文章において用語
「光」は可視の電磁放射線又は市販の検出器により検出
されうる近赤外線領域を意味する。変換器は適切な形の
高エネルギー放射線を検出器により検出可能な光に変換
することが可能な能動素子を有し、本出願では、変換器
は蛍光スクリーンからなるとして説明され、用語「蛍
光」は簡潔のために用いられ、用語の厳密な辞書的定義
に入るそれらの材料のみならず、高エネルギー放射線
が、止められた後光出力が持続する材料である燐光とし
て通常より正確に示されるそれらの材料も意味する。
放射線は、Ｘ線、ガンマー、電子及び光に変換しえ例え
ばかかる腫瘍の存在の診断よりむしろ例えば腫瘍の治療
に通常用いられる範囲でのエネルギー（典型的に１Ｍｅ
Ｖ（メガ電子ボルト）より大きい）を有する他の粒子放
射線を含むものである。本出願の文章において用語
「光」は可視の電磁放射線又は市販の検出器により検出
されうる近赤外線領域を意味する。変換器は適切な形の
高エネルギー放射線を検出器により検出可能な光に変換
することが可能な能動素子を有し、本出願では、変換器
は蛍光スクリーンからなるとして説明され、用語「蛍
光」は簡潔のために用いられ、用語の厳密な辞書的定義
に入るそれらの材料のみならず、高エネルギー放射線
が、止められた後光出力が持続する材料である燐光とし
て通常より正確に示されるそれらの材料も意味する。
【００１０】英国特許明細書第２０１４３０１号（ＧＥ
Ｌ）はシンチレータ又は変換器板がシンチレータから検
出器に光を運ぶよう光学的に反射材で被覆された壁及び
コリメータ板を有する構造で取付けられるチャネル板タ
イプのシンチレータ又は放射線検出器を開示しているこ
とが注目される。１つの装置においてシンチレータから
の光はくさび形光学光ガイド又は光ファイバガイドによ
り検出器の方に向けられる。他の装置において、シンチ
レータ板の後面は反射被覆を有し、検出器の方に望まし
い経路に沿って光を向けるよう角度を有する。
Ｌ）はシンチレータ又は変換器板がシンチレータから検
出器に光を運ぶよう光学的に反射材で被覆された壁及び
コリメータ板を有する構造で取付けられるチャネル板タ
イプのシンチレータ又は放射線検出器を開示しているこ
とが注目される。１つの装置においてシンチレータから
の光はくさび形光学光ガイド又は光ファイバガイドによ
り検出器の方に向けられる。他の装置において、シンチ
レータ板の後面は反射被覆を有し、検出器の方に望まし
い経路に沿って光を向けるよう角度を有する。
【００１１】
【実施例】本発明の実施例を添付図面を参照して例示的
に説明する。図３を参照するに、第１の主面１ａで高エ
ネルギー放射線Ｘを受け、第１の主面１ａに対向した第
２の主面１ｂから光０を出射する放射線変換器１と、変
換器１により出射された光０を検出し、高エネルギー放
射線Ｘから離間して位置するよう変換器１から横方向に
変位されている検出器２と、変換器１により出射された
光を検出器２に向け偏向する偏向器３とからなる高エネ
ルギー放射線を検出する装置１０が示される。本発明に
よれば、バッフル４０は変換器１の第２の主面１ｂ近く
に位置され、バッフル４０は略光学路Ｐに沿って検出器
２への方向に変換器１の第２の主面１ｂに横方向に延在
する光吸収面４ａを有する一列のバッフル板４からな
る。
に説明する。図３を参照するに、第１の主面１ａで高エ
ネルギー放射線Ｘを受け、第１の主面１ａに対向した第
２の主面１ｂから光０を出射する放射線変換器１と、変
換器１により出射された光０を検出し、高エネルギー放
射線Ｘから離間して位置するよう変換器１から横方向に
変位されている検出器２と、変換器１により出射された
光を検出器２に向け偏向する偏向器３とからなる高エネ
ルギー放射線を検出する装置１０が示される。本発明に
よれば、バッフル４０は変換器１の第２の主面１ｂ近く
に位置され、バッフル４０は略光学路Ｐに沿って検出器
２への方向に変換器１の第２の主面１ｂに横方向に延在
する光吸収面４ａを有する一列のバッフル板４からな
る。
【００１２】バッフル板４は検出器３から第２の主面１
ｂに直接に反射された（図３で破線で示される）光０’
を吸収し、又バッフル板により直接吸収されない反射光
０’の結果として第２の主面１ｂから放射された光を吸
収するよう作用する。従って、検出器により結果的に受
けた反射又は散乱光０’の量は検出器２により得られた
像のコントラストの改善を可能にするよう実信号（即
ち、変換器１の直接光出力０）に対して減少されうる。
ｂに直接に反射された（図３で破線で示される）光０’
を吸収し、又バッフル板により直接吸収されない反射光
０’の結果として第２の主面１ｂから放射された光を吸
収するよう作用する。従って、検出器により結果的に受
けた反射又は散乱光０’の量は検出器２により得られた
像のコントラストの改善を可能にするよう実信号（即
ち、変換器１の直接光出力０）に対して減少されうる。
【００１３】特に図を参照すると、図１はＸ線のような
高エネルギー放射線のビームＴで患者１１の所定の領域
を照射する放射線治療機２０を概略的に示す。患者１１
は調整自在なテーブル１２に支持される。水平軸１４の
回りに実質的に３６０°回転可能である略Ｃ字形ガント
リー１３は、１つのアーム１３ａで、電子源１５と典型
的に範囲４−２５ＭｅＶ（メガ電子ボルト）で電子を選
択可能なエネルギーまで加速するリニア加速器１６と、
ビームが軸１４に対して垂直に向くよう９０°より大き
い角度に亘って電子を偏向するビーム偏向装置１７と、
偏向の後、適切なＸ線ターゲット（図示せず）に電子ビ
ームを当てるようにすることにより発生された高エネル
ギーＸ線の放射線治療ビームを提供する手段を含むヘッ
ド１８とを支持する。リニア加速器１６及びビーム偏向
装置１７は点１９に位置するＸ線ターゲットにより発生
された高エネルギーＸ線ビームの効果的点源を形成する
点収束１９に電子ビームを実質的に送るよう配置され
る。
高エネルギー放射線のビームＴで患者１１の所定の領域
を照射する放射線治療機２０を概略的に示す。患者１１
は調整自在なテーブル１２に支持される。水平軸１４の
回りに実質的に３６０°回転可能である略Ｃ字形ガント
リー１３は、１つのアーム１３ａで、電子源１５と典型
的に範囲４−２５ＭｅＶ（メガ電子ボルト）で電子を選
択可能なエネルギーまで加速するリニア加速器１６と、
ビームが軸１４に対して垂直に向くよう９０°より大き
い角度に亘って電子を偏向するビーム偏向装置１７と、
偏向の後、適切なＸ線ターゲット（図示せず）に電子ビ
ームを当てるようにすることにより発生された高エネル
ギーＸ線の放射線治療ビームを提供する手段を含むヘッ
ド１８とを支持する。リニア加速器１６及びビーム偏向
装置１７は点１９に位置するＸ線ターゲットにより発生
された高エネルギーＸ線ビームの効果的点源を形成する
点収束１９に電子ビームを実質的に送るよう配置され
る。
【００１４】光源１９から水平軸１４，即ちアイソセン
タへの垂直半径方向距離は典型的に１００cmである。放
射線治療機２０は患者１１内の治療さるべき領域で像の
形成を可能にするよう治療ビームＴの高エネルギー放射
線を検出する本発明による装置１０も含む。用いられる
べき治療ビームが高エネルギー（例えば２５ＭｅＶ）Ｘ
線放射線ビームである場合、治療ビーム自体は映像目的
の為、用いられてもよく、又はビームのエネルギーは映
像目的の為（例えば６ＭｅＶまで）多少減少されてもよ
い。映像は又２つ又はそれ以上の異なるエネルギーで搬
送されてよい。治療ビームが電子ビームである場合、像
はＸ線放射線を発生するようＸ線ターゲットを電子ビー
ム路に動かすことにより同じヘッド１８で発生されたＸ
線放射線ビームを用いることにより搬送される。ヘッド
１８でのコリメータ（図示せず）は映像中高エネルギー
放射線ビームを画成するよう調整される。
タへの垂直半径方向距離は典型的に１００cmである。放
射線治療機２０は患者１１内の治療さるべき領域で像の
形成を可能にするよう治療ビームＴの高エネルギー放射
線を検出する本発明による装置１０も含む。用いられる
べき治療ビームが高エネルギー（例えば２５ＭｅＶ）Ｘ
線放射線ビームである場合、治療ビーム自体は映像目的
の為、用いられてもよく、又はビームのエネルギーは映
像目的の為（例えば６ＭｅＶまで）多少減少されてもよ
い。映像は又２つ又はそれ以上の異なるエネルギーで搬
送されてよい。治療ビームが電子ビームである場合、像
はＸ線放射線を発生するようＸ線ターゲットを電子ビー
ム路に動かすことにより同じヘッド１８で発生されたＸ
線放射線ビームを用いることにより搬送される。ヘッド
１８でのコリメータ（図示せず）は映像中高エネルギー
放射線ビームを画成するよう調整される。
【００１５】バッフル４０を担持する変換器１は、患者
テーブル１２の他方にヘッド１８に対向して配置され、
それにより患者１１を通る高エネルギー放射線Ｘが変換
器１に入射されるのを可能にするよう、略Ｃ文字ガント
リー１３の他のアーム１３ｂに取付けられる。偏向器
３，この場合、光学軸Ａに恐らく略４５乃至６０°で横
方向に延在する鏡は、他のガントリーアーム１３ｂに再
び取付けられる検出器２に光０を偏向するようガントリ
ー１３の他のアーム１３ｂに取付けられる。検出器２は
他のガントリーアーム１３ｂに取付けられ、治療ビーム
の高エネルギー放射線Ｘを受けないよう治療ビームＴの
光学軸Ａから横方向に離間している。
テーブル１２の他方にヘッド１８に対向して配置され、
それにより患者１１を通る高エネルギー放射線Ｘが変換
器１に入射されるのを可能にするよう、略Ｃ文字ガント
リー１３の他のアーム１３ｂに取付けられる。偏向器
３，この場合、光学軸Ａに恐らく略４５乃至６０°で横
方向に延在する鏡は、他のガントリーアーム１３ｂに再
び取付けられる検出器２に光０を偏向するようガントリ
ー１３の他のアーム１３ｂに取付けられる。検出器２は
他のガントリーアーム１３ｂに取付けられ、治療ビーム
の高エネルギー放射線Ｘを受けないよう治療ビームＴの
光学軸Ａから横方向に離間している。
【００１６】検出器２はワイド開口レンズ又は薄膜技術
を用いて製造された２次元センサを有する電荷結合（Ｃ
ＣＤ）固体状態シリコンカメラのようなビデオカメラか
らなってよい。検出器２により受けた２次元光学像は、
望ましくは一連のディジタル画素点値として、完全な像
を蓄積し、適切な公知の画像強調及び処理ルーチンを用
いる蓄積及び処理手段２１に供給される。手段２１は適
切なディジタル蓄積器、例えばディスクドライブ又は半
導体メモリー及び適切にプログラムされた関連コンピュ
ータからなってよい。次にそれにより発生された像はモ
ニター２２に表示され、必要な場合、将来の参考の為、
テープ又はディスクに記録されうる。上記の如く偏向器
３は検出器２がそこで望ましくない信号を発生する入射
高エネルギー放射線Ｘを受けないことが必要であり、遮
蔽、適切には鉛が散乱放射線を減衰するよう検出器２の
回りに設けられる。
を用いて製造された２次元センサを有する電荷結合（Ｃ
ＣＤ）固体状態シリコンカメラのようなビデオカメラか
らなってよい。検出器２により受けた２次元光学像は、
望ましくは一連のディジタル画素点値として、完全な像
を蓄積し、適切な公知の画像強調及び処理ルーチンを用
いる蓄積及び処理手段２１に供給される。手段２１は適
切なディジタル蓄積器、例えばディスクドライブ又は半
導体メモリー及び適切にプログラムされた関連コンピュ
ータからなってよい。次にそれにより発生された像はモ
ニター２２に表示され、必要な場合、将来の参考の為、
テープ又はディスクに記録されうる。上記の如く偏向器
３は検出器２がそこで望ましくない信号を発生する入射
高エネルギー放射線Ｘを受けないことが必要であり、遮
蔽、適切には鉛が散乱放射線を減衰するよう検出器２の
回りに設けられる。
【００１７】図２は本発明により装置の使用に適した変
換器１により明瞭化のため拡大した垂直次元での断面図
である。図２に示された変換器１は上記のＸ線放射線の
場合、高エネルギー放射線が入射される第１の主面１ａ
を提供する重金属スクリーン２３からなる。重金属スク
リーン２３は、入射高エネルギーＸ線放射線に、変換器
に光の光子を出射させるようにする高エネルギーＸ線放
射線より更に効果的であるエネルギー電子をコンプトン
散乱処理してより発生させるようにする。重金属スクリ
ーン２３用の適切な材料はステンレス鋼である。所定の
入力Ｘ線放射線束用に出射された電子の数は厚さを増加
し、これは対応して光学像輝度を増加させる。しかし、
厚さが増加するにつれ、それは放射線の入射線の横方向
散乱を増し、これは画像解像力を減少させる。合理的妥
協は0.5 mm乃至２mmの範囲、例えば１５mmの厚さを有す
るステンレス鋼板を用いることである。重金属スクリー
ン２３用の他の金属はコンプトン電子の改善収量を生じ
うる鉛である。
換器１により明瞭化のため拡大した垂直次元での断面図
である。図２に示された変換器１は上記のＸ線放射線の
場合、高エネルギー放射線が入射される第１の主面１ａ
を提供する重金属スクリーン２３からなる。重金属スク
リーン２３は、入射高エネルギーＸ線放射線に、変換器
に光の光子を出射させるようにする高エネルギーＸ線放
射線より更に効果的であるエネルギー電子をコンプトン
散乱処理してより発生させるようにする。重金属スクリ
ーン２３用の適切な材料はステンレス鋼である。所定の
入力Ｘ線放射線束用に出射された電子の数は厚さを増加
し、これは対応して光学像輝度を増加させる。しかし、
厚さが増加するにつれ、それは放射線の入射線の横方向
散乱を増し、これは画像解像力を減少させる。合理的妥
協は0.5 mm乃至２mmの範囲、例えば１５mmの厚さを有す
るステンレス鋼板を用いることである。重金属スクリー
ン２３用の他の金属はコンプトン電子の改善収量を生じ
うる鉛である。
【００１８】この例において、蛍光スクリーン２４はペ
ースト状で市販されており、第１及び第２主面２４ａ及
び２４ｂを有する層を形成するよう支持部２５（一般的
に板紙支持部）に用いられうる適宜の蛍光材で形成され
る。支持部２５は重金属スクリーン２３に固定される。
ペースト状の能動蛍光成分はガドリニウム酸化サルファ
イド（Ｇｄ2 Ｏ2 Ｓ）でよい。
ースト状で市販されており、第１及び第２主面２４ａ及
び２４ｂを有する層を形成するよう支持部２５（一般的
に板紙支持部）に用いられうる適宜の蛍光材で形成され
る。支持部２５は重金属スクリーン２３に固定される。
ペースト状の能動蛍光成分はガドリニウム酸化サルファ
イド（Ｇｄ2 Ｏ2 Ｓ）でよい。
【００１９】勿論、他の適宜の蛍光スクリーンも使用で
き、例えば蛍光材スクリーンはタリウムドープされたヨ
ウ化ナトリウム（ＮａＩ）又はテルリウム（ｔ１）ドー
プされたヨウ化セシウム（ＣｓＩ）のようなドープされ
た無機単結晶材からなる。かかる材料が用いられる場
合、蛍光スクリーンは次に参考として挙げる英国特許公
開明細書第２２１２０３９号に開示されているような光
学的に結合された変換スクリーン装置の形で重金属スク
リーンと共に設けられる。
き、例えば蛍光材スクリーンはタリウムドープされたヨ
ウ化ナトリウム（ＮａＩ）又はテルリウム（ｔ１）ドー
プされたヨウ化セシウム（ＣｓＩ）のようなドープされ
た無機単結晶材からなる。かかる材料が用いられる場
合、蛍光スクリーンは次に参考として挙げる英国特許公
開明細書第２２１２０３９号に開示されているような光
学的に結合された変換スクリーン装置の形で重金属スク
リーンと共に設けられる。
【００２０】蛍光スクリーン２４は勿論所定の入射高エ
ネルギー放射線束用高光出力を生じるよう十分に厚くあ
るべきだが結果として生じる画像解像が散乱により過度
に損なわれるほどに厚くはない。Ｇｄ2 Ｏ2 Ｓペースト
蛍光スクリーン２４が用いられる場合、スクリーンは１
乃至２mmの厚さでよい。ＮａＩ（Ｔ１）単結晶層が蛍光
スクリーンを形成するのに用いられる場合、それは５mm
乃至１５mmの範囲、例えば８mmの厚さを有してよい。
ネルギー放射線束用高光出力を生じるよう十分に厚くあ
るべきだが結果として生じる画像解像が散乱により過度
に損なわれるほどに厚くはない。Ｇｄ2 Ｏ2 Ｓペースト
蛍光スクリーン２４が用いられる場合、スクリーンは１
乃至２mmの厚さでよい。ＮａＩ（Ｔ１）単結晶層が蛍光
スクリーンを形成するのに用いられる場合、それは５mm
乃至１５mmの範囲、例えば８mmの厚さを有してよい。
【００２１】バッフル４０はこの例では適宜の従来の手
段により保護ガラス板２８に取付けられる。バッフル４
０は蛍光スクリーン面２４ｂ上に直接取付けられるか、
又はスクリーン２４から離間するように取付けられてよ
い。バッフル４０は、図２に最も明らかに示される如
く、夫々が比較的薄く（典型的に0.2 mm）で蛍光スクリ
ーン２４の１次元に沿って延在するバッフル板４の正則
配列からなる。図２で示される例において、バッフル板
４は互いに平行に紙の面に垂直にスクリーン２４の長さ
に沿って延在する。
段により保護ガラス板２８に取付けられる。バッフル４
０は蛍光スクリーン面２４ｂ上に直接取付けられるか、
又はスクリーン２４から離間するように取付けられてよ
い。バッフル４０は、図２に最も明らかに示される如
く、夫々が比較的薄く（典型的に0.2 mm）で蛍光スクリ
ーン２４の１次元に沿って延在するバッフル板４の正則
配列からなる。図２で示される例において、バッフル板
４は互いに平行に紙の面に垂直にスクリーン２４の長さ
に沿って延在する。
【００２２】バッフル板４は蛍光スクリーン２４の第２
の主面２４ｂの横方向に突出し、典型的に略２cmのこの
方向の長さを有する。バッフル板４の隣りに略２cmの同
様な距離だけ互いに離間してよい。バッフル板４は板
紙、金属、又はプラスチック材のような適宜の材料から
形成されてよく、蛍光スクリーン２４の外周に衝合する
同様な材料の周囲フレーム４ｂにより共に保持される。
フレーム４ｂはバッフル板４と一体的に形成されてよ
い。或いは、バッフル板４はバッフル板４の横方向に延
在する透過支持部により共に固定される。バッフル板４
の面４ａは例えば無光沢黒塗料のような光吸収材で被覆
することにより光吸収するよう配置される。
の主面２４ｂの横方向に突出し、典型的に略２cmのこの
方向の長さを有する。バッフル板４の隣りに略２cmの同
様な距離だけ互いに離間してよい。バッフル板４は板
紙、金属、又はプラスチック材のような適宜の材料から
形成されてよく、蛍光スクリーン２４の外周に衝合する
同様な材料の周囲フレーム４ｂにより共に保持される。
フレーム４ｂはバッフル板４と一体的に形成されてよ
い。或いは、バッフル板４はバッフル板４の横方向に延
在する透過支持部により共に固定される。バッフル板４
の面４ａは例えば無光沢黒塗料のような光吸収材で被覆
することにより光吸収するよう配置される。
【００２３】図３に最も明らかに示される如く、バッフ
ル板４は第２の主面１ｂに垂直に延在しないが、光線Ｒ
が第２の主面１ｂから鏡３を介して検出器２に進む線に
沿って延在するよう、それに及び他のバッフル板にある
角度で配置される。このように、バッフル板４は最小の
可能な断面領域を検出器２に向け、その為、蛍光スクリ
ーン２３からの直接光出力のバッフル板による妨害を最
小化し続ける。
ル板４は第２の主面１ｂに垂直に延在しないが、光線Ｒ
が第２の主面１ｂから鏡３を介して検出器２に進む線に
沿って延在するよう、それに及び他のバッフル板にある
角度で配置される。このように、バッフル板４は最小の
可能な断面領域を検出器２に向け、その為、蛍光スクリ
ーン２３からの直接光出力のバッフル板による妨害を最
小化し続ける。
【００２４】図１に示された装置の動作を装置１０を非
常に概略的に示す図２及び図３を参照して説明する。明
瞭化の為、バッフル４０のフレームは図３では省かれ
る。患者１１を貫通する治療ビームＴの高エネルギー放
射線、この例ではＸ線は変換器１の第１の主面１ａ上に
入射する。少なくともいくらかの高エネルギー放射線は
コンプトン効果により重金属スクリーン２３の励起電子
の発生を生じる。これらの励起電子は、蛍光スクリーン
２４内を通り、鏡３により検出器２に偏向される光０の
それからの放射を生じさせ、上記に示される如くそれか
らの詳細画像を表わす電気信号は手段２１での処理及び
／又は蓄積の為送られる。検出された像はモニター２２
に表示されてよい。ほとんどの残る高エネルギー陽子
Ｘ’は、図２及び図３で示される如く、蛍光スクリーン
２４を通って真っすぐ通り、一方非常に小さい部分は蛍
光スクリーン２４から（電子より略千倍小さい効率で）
光の出射を生じる。
常に概略的に示す図２及び図３を参照して説明する。明
瞭化の為、バッフル４０のフレームは図３では省かれ
る。患者１１を貫通する治療ビームＴの高エネルギー放
射線、この例ではＸ線は変換器１の第１の主面１ａ上に
入射する。少なくともいくらかの高エネルギー放射線は
コンプトン効果により重金属スクリーン２３の励起電子
の発生を生じる。これらの励起電子は、蛍光スクリーン
２４内を通り、鏡３により検出器２に偏向される光０の
それからの放射を生じさせ、上記に示される如くそれか
らの詳細画像を表わす電気信号は手段２１での処理及び
／又は蓄積の為送られる。検出された像はモニター２２
に表示されてよい。ほとんどの残る高エネルギー陽子
Ｘ’は、図２及び図３で示される如く、蛍光スクリーン
２４を通って真っすぐ通り、一方非常に小さい部分は蛍
光スクリーン２４から（電子より略千倍小さい効率で）
光の出射を生じる。
【００２５】蛍光スクリーン２４により出射されたほと
んどの光０が鏡３により検出器２の方に偏向されるが、
ある光０’（実線が検出器２への光０の光線路Ｒを示
し、破線Ｐが検出器２の受容のコーンを示す図３で点線
で示す）は鏡３から蛍光スクリーン１に向かって反射さ
れて戻される。かかる反射光０’が蛍光スクリーン１に
入射された場合、それは散乱され、効果的に蛍光スクリ
ーンを照明し、それにより背景光レベルを増し、それで
画像コントラストを減少する。しかし、図３に示す如
く、バッフル板４は鏡３から反射された光０’の殆どを
吸収するよう作用し、それにより蛍光スクリーン１には
達しない。これは画像のコントラストを改善させうる。
んどの光０が鏡３により検出器２の方に偏向されるが、
ある光０’（実線が検出器２への光０の光線路Ｒを示
し、破線Ｐが検出器２の受容のコーンを示す図３で点線
で示す）は鏡３から蛍光スクリーン１に向かって反射さ
れて戻される。かかる反射光０’が蛍光スクリーン１に
入射された場合、それは散乱され、効果的に蛍光スクリ
ーンを照明し、それにより背景光レベルを増し、それで
画像コントラストを減少する。しかし、図３に示す如
く、バッフル板４は鏡３から反射された光０’の殆どを
吸収するよう作用し、それにより蛍光スクリーン１には
達しない。これは画像のコントラストを改善させうる。
【００２６】上述の例において、単一の検出器２が用い
られているが、検出器は別な検出素子の配列からなって
よい。又、検出器３は、上述の如く、単に鏡３からなっ
てもよく、又はレンズ等を含むより複雑な光学装置が用
いられてもよい。鏡３自体は偏向プリズム又はレンズ装
置で置換えられうる。上述の高エネルギー放射線検出装
置は例えば高エネルギー放射線によりきず又は穴を検出
する装置で放射線治療分野以外の分野で用いられてよ
い。
られているが、検出器は別な検出素子の配列からなって
よい。又、検出器３は、上述の如く、単に鏡３からなっ
てもよく、又はレンズ等を含むより複雑な光学装置が用
いられてもよい。鏡３自体は偏向プリズム又はレンズ装
置で置換えられうる。上述の高エネルギー放射線検出装
置は例えば高エネルギー放射線によりきず又は穴を検出
する装置で放射線治療分野以外の分野で用いられてよ
い。
【００２７】本明細書を読めば、他の変更例及び変形例
は当業者には明らかである。かかる変更例及び変形例は
放射線治療装置、高エネルギー放射線検出装置及びその
構成部品の設計、製造及び使用で既に公知であり、前記
の特徴の代わりに又はそれに加えて用いられる他の特徴
を含んでよい。請求範囲はこの出願で特定の組合わせの
特徴を述べているが、本願の開示の範囲は又ある請求範
囲で現在請求されているのと同じ発明にかかわるか否
か、又それが本発明のような同じ技術問題のいくつかの
又は全てを軽減するか否かに拘らず明示的に、暗示的に
のいずれかでここに開示されたある新規な特徴又は新規
な特徴の組合わせを含むことが理解されなければならな
い。
は当業者には明らかである。かかる変更例及び変形例は
放射線治療装置、高エネルギー放射線検出装置及びその
構成部品の設計、製造及び使用で既に公知であり、前記
の特徴の代わりに又はそれに加えて用いられる他の特徴
を含んでよい。請求範囲はこの出願で特定の組合わせの
特徴を述べているが、本願の開示の範囲は又ある請求範
囲で現在請求されているのと同じ発明にかかわるか否
か、又それが本発明のような同じ技術問題のいくつかの
又は全てを軽減するか否かに拘らず明示的に、暗示的に
のいずれかでここに開示されたある新規な特徴又は新規
な特徴の組合わせを含むことが理解されなければならな
い。
【図１】本発明による装置を組込んだ放射線治療機の概
略側面図である。
略側面図である。
【図２】本発明による装置の変換器及びバッフルの部分
切截断面図である。
切截断面図である。
【図３】装置の動作を説明する本発明による装置の変換
器の偏向器及び検出器の一部の概略側面図である。
器の偏向器及び検出器の一部の概略側面図である。
１ 変換器 ２ 検出器 ３ 偏向器 ４ バッフル板 １０ 装置 １１ 患者 １２ テーブル １３ ガントリー １４ 水平軸 １５ 電子源 １６ 線形加速機 １７ ビーム偏向装置 １８ ヘッド １９ 点収束 ２０ 放射線治療機 ２１ 蓄積及び処理手段 ２２ モニター ２３ 重金属スクリーン ２４ 蛍光スクリーン ２５ 支持部 ２８ ガラス板 ４０ バッフル
Claims (11)
- 【請求項１】 第１の主面で高エネルギー放射線を受
け、第１の主面に対向する第２の主面から光を出射する
放射線変換器と、変換器により出射された光を検出し、
高エネルギー放射線から離れて位置するよう変換器から
横方向に変位された検出器と、変換器により出射された
光を検出器に向けて偏向させる偏向器とからなり、バッ
フルは変換器の第２の主面に隣って位置し、検出器への
光路に略沿った方向に変換器の第２の主面の横方向に延
在する光吸収面を有するバッフル板の配列からなること
を特徴とする高エネルギー放射線検出用装置。 - 【請求項２】 バッフル板はプラスチック材から形成さ
れ、無光沢黒面を有することを特徴とする請求項１記載
の装置。 - 【請求項３】 バッフル板は第２の主面に対して、夫々
が検出器への光線の路に沿ってあるように互いに角度を
有することを特徴とする請求項１又は２記載の装置。 - 【請求項４】 バッフルは変換器の第２の主面に取付け
られることを特徴とする請求項１，２又は３記載の装
置。 - 【請求項５】 偏向器は鏡からなることを更なる特徴と
する請求項１，２，３又は４記載の装置。 - 【請求項６】 変換器はドープされた無機単結晶材から
なることを特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一
項記載の装置。 - 【請求項７】 無機単結晶材はヨウ化ナトリウム及びヨ
ウ化セシウムからなる郡から選択された材からなること
を特徴とする請求項６記載の装置。 - 【請求項８】 変換器はガドリニウム酸化サルファイド
からなることを特徴とする請求項１乃至５のうちいずれ
か一項記載の装置。 - 【請求項９】 変換器は第１の主面を提供する金属スク
リーンと発光スクリーンとからなることを更なる特徴と
する請求項１乃至８のうちいずれか一項記載の装置。 - 【請求項１０】 高エネルギー放射線源と、放射さるべ
き患者を支持する支持部と、患者を通して伝達された高
エネルギー放射線を検出する請求項１乃至９のうちいず
れか一項記載の装置とからなる高エネルギー画像装置。 - 【請求項１１】 高エネルギー放射線源と、放射さるべ
き患者を支持する支持部と、患者を通って伝達された高
エネルギー放射線を検出する請求項１乃至９のうちいず
れか一項記載の装置とからなる放射線治療機。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GB929203466A GB9203466D0 (en) | 1992-02-19 | 1992-02-19 | Apparatus for detecting high energy radiation |
| GB9203466:9 | 1992-02-19 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05345041A true JPH05345041A (ja) | 1993-12-27 |
Family
ID=10710629
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5026564A Pending JPH05345041A (ja) | 1992-02-19 | 1993-02-16 | 高エネルギー放射線検出装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5352896A (ja) |
| EP (1) | EP0556901B1 (ja) |
| JP (1) | JPH05345041A (ja) |
| DE (1) | DE69303510T2 (ja) |
| GB (1) | GB9203466D0 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11281797A (ja) * | 1998-03-31 | 1999-10-15 | Mitsubishi Electric Corp | 荷電粒子線照射装置 |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000512084A (ja) * | 1997-04-02 | 2000-09-12 | 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 | センサマトリックスを有するｘ線装置 |
| FI112285B (fi) * | 2001-12-20 | 2003-11-14 | Ari Virtanen | Menetelmä ja laitteisto ajasta riippuvan säteilykentän intensiteettijakauman määrittämiseksi |
| SE524731C2 (sv) * | 2002-06-07 | 2004-09-21 | Xcounter Ab | Metod och apparat för detektering av joniserande strålning |
| BE1016619A3 (fr) * | 2005-01-21 | 2007-03-06 | Vroonen Jacques | Detecteur plan de radiation ionisante electromagnetique ou particulaire. |
| US7388208B2 (en) * | 2006-01-11 | 2008-06-17 | Ruvin Deych | Dual energy x-ray detector |
| US20080061243A1 (en) * | 2006-09-13 | 2008-03-13 | Doshi Niraj K | Radiation detector having a fiber optic wedge with a plurality of parallel fibers |
| WO2008061564A1 (de) * | 2006-11-23 | 2008-05-29 | Swissray International Inc. | Röntgengerät |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3011057A (en) * | 1958-01-02 | 1961-11-28 | Hal O Anger | Radiation image device |
| US4297580A (en) * | 1977-12-27 | 1981-10-27 | North American Philips Corporation | X-ray optical system for article inspection, with components disposed on parallel axes |
| US4187427A (en) * | 1978-01-09 | 1980-02-05 | General Electric Company | Structure for collimated scintillation detectors useful in tomography |
| US4514632A (en) * | 1981-11-24 | 1985-04-30 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Modular scintillation camera |
| US4829552A (en) * | 1985-12-06 | 1989-05-09 | Rossi Remo J | Anti-scatter grid system |
| GB2212039B (en) * | 1987-10-30 | 1991-08-21 | Philips Electronic Associated | Apparatus for high energy irradiation imaging |
| US5029247A (en) * | 1989-06-20 | 1991-07-02 | Kabushiki Kaisha Toshiba | X-ray image intensifier and method of manufacturing input screen |
-
1992
- 1992-02-19 GB GB929203466A patent/GB9203466D0/en active Pending
-
1993
- 1993-02-11 DE DE69303510T patent/DE69303510T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1993-02-11 EP EP93200365A patent/EP0556901B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-02-16 JP JP5026564A patent/JPH05345041A/ja active Pending
- 1993-02-19 US US08/019,529 patent/US5352896A/en not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11281797A (ja) * | 1998-03-31 | 1999-10-15 | Mitsubishi Electric Corp | 荷電粒子線照射装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| GB9203466D0 (en) | 1992-04-08 |
| DE69303510D1 (de) | 1996-08-14 |
| EP0556901B1 (en) | 1996-07-10 |
| DE69303510T2 (de) | 1997-01-16 |
| US5352896A (en) | 1994-10-04 |
| EP0556901A1 (en) | 1993-08-25 |
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