WO2014136634A1 - 線量計 - Google Patents
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Definitions
- the present invention relates to a dosimeter for measuring a dose of radiation such as X-rays.
- Non-Patent Document 1 a dosimeter that uses a cadmium (Cd) scintillator for a radiation detection unit and transmits light detected by the detection unit through an optical fiber is known (see Non-Patent Document 1).
- the detection unit and the optical fiber show good permeability to X-rays, for example, the absorbed dose on the skin surface of the human body is suppressed while suppressing the influence on the X-ray image while photographing or seeing through the X-ray image. It can be measured in real time. Therefore, it has been widely spread especially in the field of medical image diagnosis.
- the conventional dosimeter has an environmental problem because the scintillator used in the detection unit contains cadmium (Cd).
- a dosimeter is a dosimeter for measuring a radiation dose, and includes a radiation detection unit having a phosphor based on Y 2 O 2 S based on at least Eu as an activator, An optical fiber that transmits light emitted by the phosphor of the radiation detection unit upon receiving radiation, and a light detection unit that detects light transmitted by the optical fiber.
- the radiation detection unit receives radiation
- the phosphor included in the radiation detection unit emits light.
- the light emitted from the radiation detector is incident on the optical fiber and transmitted.
- the light transmitted through the optical fiber is detected by the light detection unit.
- the radiation dose can be measured based on the detection result of the light detection unit.
- the radiation detection unit since the light emitted by the radiation detection unit in response to radiation can be transmitted to a light detection unit located away from the radiation detection unit by an optical fiber, the radiation may be blocked by the light detection unit. Absent. Further, the phosphor based on Y 2 O 2 S having at least Eu as an activator exhibits good transmittance to radiation, and the optical fiber is also a normal metal cable or conductor. Unlikely, it shows good permeability to radiation. Therefore, when an image is taken or seen with radiation, the influence on the taken or seen image can be suppressed. Therefore, it is possible to measure the radiation dose in real time during the image capturing or fluoroscopy while suppressing the influence on the image captured using the radiation. Moreover, the phosphor of the radiation detection unit is a phosphor based on Y 2 O 2 S having at least Eu as an activator and does not contain cadmium (Cd). Accordingly, a dosimeter having environmental safety can be provided.
- the radiation is an X-ray emitted from an X-ray generator having a tube voltage of 40 kV or more and 150 kV or less
- the phosphor has a wavelength of 600 nm or more and 630 nm or less when receiving the X-ray. It may emit light in the red region having an emission line spectrum in the wavelength range.
- the X-ray dose can be measured in real time during the X-ray imaging or fluoroscopy.
- the light emitted when the phosphor receives the X-ray has an emission line spectrum in a wavelength range of 600 nm or more and 630 nm or less corresponding to a transmission wavelength range of an optical fiber that can be easily obtained. Therefore, it is possible to provide an inexpensive dosimeter capable of improving the sensitivity and accuracy with respect to the X-ray dose to be measured.
- the end surface of the light incident end of the optical fiber is an inclined surface inclined with respect to the optical axis of the optical fiber, and the phosphor of the radiation detection unit has the light emitted from the phosphor as described above.
- the optical fiber may be disposed so as to face the peripheral surface so as to enter the peripheral surface facing the inclined surface of the optical fiber and reach the inclined surface.
- the light emitted from the phosphor of the radiation detector when the light emitted from the phosphor of the radiation detector is incident from the peripheral surface facing the inclined surface of the optical fiber, the light is directed toward the core around the optical axis of the optical fiber by refraction at the peripheral surface. Focused.
- the light passing through the inside of the optical fiber while being collected in this way reaches the slope from the inside of the optical fiber, is reflected by the slope, and is transmitted through the core around the optical axis so as to go to the light emitting end.
- the light emitted from the phosphor is made incident from the peripheral surface of the optical fiber and reflected from the inside by the inclined surface, compared with the case where the light is directly incident from the outside to the end surface of the light incident end of the optical fiber.
- the inclined surface of the light incident end of the optical fiber may be mirror-finished and light-reflective coating may be applied to increase the reflectance with respect to the light.
- the slope of the optical fiber is mirror-finished, light scattering on the slope can be reduced.
- the light reflecting coating which raises the reflectance of light is given to the slope, the reflectance when the light which entered from the surrounding surface of the said optical fiber and passed through the inside is reflected by a slope can be raised.
- the optical fiber may be an optical fiber made of fluororesin.
- the optical fiber made of fluororesin by using an optical fiber made of fluororesin, it has good permeability to X-rays and emits from a phosphor based on Y 2 O 2 S having at least Eu as an activator.
- the transmitted red light can be transmitted with low transmission loss.
- the radiation dose can be measured in real time during the image radiographing or fluoroscopy, and environmental safety can be improved.
- a dosimeter can be provided.
- FIG. 1 is a schematic configuration diagram showing an example of the overall configuration of a dosimeter according to an embodiment of the present invention.
- FIG. 2 is a schematic configuration diagram showing another configuration example of the entire configuration of the dosimeter according to the embodiment of the present invention.
- FIG. 3 is an enlarged view showing a configuration example of the X-ray detection unit in the dosimeter of the present embodiment.
- FIG. 4 is an enlarged view showing a configuration example of the light incident end of the optical fiber in the dosimeter of this embodiment.
- FIG. 5A is a side view of the light incident end portion viewed from a direction orthogonal to the optical axis of the optical fiber, and FIG.
- FIG. 5B is a front view of the light incident end portion viewed from the optical axis direction of the optical fiber.
- FIG. 6 is a schematic configuration diagram showing an example of a main device of the dosimeter of the present embodiment.
- FIG. 7 is an explanatory diagram showing a state in which the X-ray dose is measured in real time during X-ray imaging or fluoroscopy for medical image diagnosis using the dosimeter of this embodiment.
- this embodiment demonstrates the example which applied this invention to the dosimeter which measures the dose of X-ray
- this invention can be applied also to the dosimeter which measures the dose of radiation other than X-rays. it can.
- FIG. 1 is a schematic configuration diagram showing an example of the overall configuration of a dosimeter according to an embodiment of the present invention.
- the dosimeter 10 of this embodiment includes an X-ray detection unit 100 as a radiation detection unit, an optical fiber 200 as an optical transmission body, a main body device 300, and a light detection unit 310.
- the X-ray detection unit 100 and the optical fiber 200 are integrally configured to form a set of X-ray detection probes 50.
- a plurality of sets of X-ray detection probes 50 may be provided.
- the X-ray detection unit 100 includes a phosphor that emits light upon receiving X-rays as radiation.
- the optical fiber 200 includes a light incident end 201 on which light emitted from the phosphor of the X-ray detection unit 100 is incident, and a light emitting end 202 on which light transmitted from the light incident end 201 is transmitted. Have.
- the optical fiber 200 the light emitted by the phosphor of the X-ray detection unit 100 upon receiving X-rays can be transmitted to the light detection unit 310 located away from the X-ray detection unit 100. X-rays are not blocked by the light detection unit 310.
- the light detection unit 310 detects light emitted from the light emission end portion 202 of the optical fiber 200.
- the light detection unit 310 includes an optical fiber connection unit 311 to which the light emitting end 202 of the optical fiber 200 is detachably connected, and a cable connection unit 312 to which one end of the cable 315 is detachably connected. The other end of the cable 315 is detachably connected to the cable connection portion 301 of the main body device 300.
- the cable 315 has a function of transmitting a signal detected by the light detection unit 310 to the main device 300.
- a photomultiplier tube (PMT), a photodiode, or the like can be used as the light detection unit 310.
- PMT photomultiplier tube
- the electric power required for the light detection unit 310 may be supplied from the battery assembled in the light detection unit 310, or may be supplied from the main device 300 side via the cable 315.
- the light detection unit 310 may be configured so that a plurality of sets of X-ray detection probes 50 can be detachably connected.
- the case where the number of the optical fiber connection portions 311 is one is shown, but a plurality of (for example, two or three or more) so that a plurality of X-ray detection probes 50 can be simultaneously mounted.
- the optical fiber connection portion 311 may be provided.
- the main body apparatus 300 may be provided with a plurality of cable connection parts 301 so that a plurality of light detection parts 310 can be connected.
- FIG. 2 is a schematic configuration diagram showing another configuration example of the entire configuration of the dosimeter according to the embodiment of the present invention.
- the dosimeter 10 in FIG. 2 is a configuration example in which a light detection unit 310 is incorporated in the main body device 300.
- the light emitting end portion 202 of the optical fiber 200 is detachably connected to an optical fiber connection portion 311 provided in the main body device 300.
- 2 shows the case where the number of optical fiber connection portions 311 is one, a plurality of (for example, two or three) so that a plurality of X-ray detection probes 50 can be mounted simultaneously.
- the above optical fiber connection portion 311 may be provided.
- a some optical fiber connection part when providing a some optical fiber connection part, you may provide two or more optical detection parts 310 corresponding to each of a some optical fiber connection part. Further, a single light detection unit 310 may be shared so that light from a plurality of optical fiber connection units can be switched and received.
- FIG. 3 is an explanatory diagram showing a configuration example of the X-ray detection unit 100 in the dosimeter 10 of the present embodiment.
- the X-ray detection unit 100 includes a base member 110 made of, for example, a plastic material, and a phosphor sheet 140 provided on the base member 110 in a layer shape or a plate shape.
- the phosphor sheet 140 has, for example, a two-layer structure, and includes a phosphor 120 and a support 130 that supports the phosphor 120.
- the support 130 a thin plate made of a plastic material such as acrylic or polyethylene can be used.
- the thickness of the support 130 is, for example, in the range of 0.05 to 1.0 [mm], and preferably in the range of 0.1 to 0.5 [mm].
- the material and thickness of the support 130 are those exemplified above as long as they are transparent to X-rays so that the influence on an image taken or seen through with X-rays can be reduced. It is not limited to.
- the mass per unit area of the layered phosphor 120 coated on the surface (upper surface in the figure) orthogonal to the thickness direction of the support 130 and dried is, for example, in the range of 20 to 400 [mg / cm 2 ].
- the preferred range is 100 to 300 [mg / cm 2 ].
- the thickness of the phosphor 120 is, for example, in the range of 0.5 to 1.5 [mm], and preferably in the range of 0.8 to 0.9 [mm].
- the amount and thickness of the phosphor 120 sufficient fluorescence required for imaging or fluoroscopy using X-rays can be obtained, and the influence on an image captured or fluoroscopically imaged using X-rays can be reduced.
- the material is not limited to the above examples as long as it has transparency to X-rays.
- the phosphor sheet 140 can be produced by the following method. First, a binder in which an organic synthetic resin is dissolved in an organic solvent or the like is added to a powdered phosphor, and a coating-like coating solution in which the phosphor is suspended in the binder is prepared. The coating liquid is applied on the support 130 so as to have a predetermined coating mass and dried to obtain the phosphor sheet 140 having the phosphor 120 having a mass per unit area. be able to. In addition to the brushing and spraying methods used in painting, the coating liquid may be applied using various coating devices called coating machines, coating machines, and printing machines used in printing and the like. The coated film may be dried by heating in addition to drying at room temperature. Moreover, you may produce the fluorescent substance sheet 140 by methods other than the method illustrated above.
- the phosphor sheet 140 having the above-described configuration is fixed on the base member 110 with an adhesive such that the support 130 side is in contact with the base member 110, for example.
- an adhesive layer may be provided on the surface of the base member 110 opposite to the phosphor sheet 140 (the lower surface in the drawing) so that it can be easily attached to the skin surface of the human body.
- the shape of the base member 110 provided with the phosphor sheet 140 in the plane direction orthogonal to the thickness direction may be, for example, a quadrangle having a side of several [mm] to several tens [mm], and a diameter of several. It may have a circular shape of about [mm] to several tens [mm].
- the surface thereof may be a planar shape or a curved surface shape.
- the light incident end 201 of the optical fiber 200 is fixed on the phosphor sheet 140 provided on the base member 110 with, for example, an adhesive.
- a light shielding cover portion 150 that covers the entire phosphor sheet 140 and the light incident end portion 201 of the optical fiber 200 and shields light is formed.
- the light shielding cover 150 protects the phosphor sheet 140 provided on the base member 110 and the light incident end 201 of the optical fiber 200, and the position of the phosphor sheet 140 and the light incident end 201 of the optical fiber 200. It also has a function to more reliably prevent a relationship shift.
- the light shielding cover part 150 can be formed, for example, with the fixing adhesive. Further, the light shielding cover part 150 is separate from the adhesive so as to cover the entire phosphor sheet 140 and the light incident end 201 of the optical fiber 200 after fixing the light incident end 201 of the optical fiber 200 with an adhesive. You may form using this resin.
- the phosphor 120 is a phosphor based on Y 2 O 2 S having at least Eu as an activator, and emits light upon receiving X-rays as radiation.
- a phosphor made of Y 2 O 2 S: Eu, Sm to which a small amount of Sm for improving characteristics is further added is used as the phosphor 120.
- a phosphor made of Y 2 O 2 S: Eu without addition of Sm may be used as the phosphor 120.
- the phosphor 120 made of the predetermined material has a wavelength range of 600 nm or more and 630 nm or less when receiving X-rays generated from an X-ray generator having a tube voltage of 40 kV or more and 150 kV or less, for example, the target is tungsten or molybdenum. Emits light in the red region having an emission line spectrum.
- the wavelength range of 600 nm or more and 630 nm or less corresponds to the transmission wavelength range of an optical fiber that can be easily obtained.
- the phosphor 120 made of the predetermined material does not contain cadmium (Cd)
- a dosimeter having the X-ray detection unit 100 having environmental safety can be configured.
- the phosphor 120 based on Y 2 O 2 S having at least Eu as an activator as a base exhibits good transparency to X-rays.
- the absorbance A of the phosphor 120 with respect to the X-ray is 1.3 or less. It is.
- the absorbance A is 1.3 or less, the image of the phosphor 120 is not reflected in the X-ray photographed image or the transmitted image, or the X-ray photographed image is displayed even if the image of the phosphor 120 is reflected. And does not affect diagnosis and treatment using transmission images.
- the absorbance A is defined by the following equation (1).
- A ⁇ log 10 (I / I 0 ) (1)
- the phosphor 120 based on Y 2 O 2 S having at least Eu as an activator has a small decrease in luminance due to damage (radiation damage) when irradiated with X-rays.
- damage radiation damage
- the phosphor 120 of the present embodiment so that the accumulated absorbed dose is 2 [Gy]
- the light from the phosphor 120 after irradiation is irradiated.
- the decrease in luminance was within 10% of the luminance before irradiation.
- FIG. 4 is an enlarged view showing a configuration example of the light incident end 201 of the optical fiber 200 in the dosimeter 10 of the present embodiment.
- the optical fiber 200 of the present embodiment is a step index type optical fiber having a core 210 that forms the periphery of the optical axis (center axis) and a clad 220 that is provided so as to surround the core 210.
- the outer surface (circumferential surface) of the clad 220 is protected by a coating 230.
- the refractive index changes in a step shape, and the core 210 has a higher refractive index than the clad 220.
- Light incident from the light incident end 201 of the optical fiber 200 mainly passes through the core 210 and is transmitted toward the light emitting end 202.
- the optical fiber 200 a graded index type optical fiber formed so that the refractive index continuously changes from the core to the clad may be used.
- the material of the optical fiber 200 is preferably a material that has good transparency to X-rays and can transmit red light emitted from the phosphor 120 in a wavelength range of 600 nm to 630 nm with low transmission loss.
- Examples of such an optical fiber include an optical fiber made of an acrylic resin such as polymethyl methacrylate (PMMA) and an optical fiber made of a fluororesin.
- the optical fiber 200 made of such a material also shows good permeability to the X-ray, unlike cables and conductors made of ordinary metal.
- an optical fiber made of a fluororesin does not have an absorption peak in the wavelength range of 600 nm or more and 630 nm or less of red light emitted from the phosphor 120. Therefore, compared with an optical fiber made of acrylic resin such as PMMA, The emitted red light can be transmitted with lower transmission loss, which is preferable.
- the end surface of the light incident end 201 of the optical fiber 200 is a slope 201a inclined by a predetermined angle ⁇ with respect to the virtual plane S perpendicular to the optical axis La of the optical fiber 200.
- the inclination angle ⁇ of the inclined surface 201a is, for example, an angle within a range of 30 degrees to 60 degrees, and more preferably an angle within a range of 40 degrees to 50 degrees.
- the inclination angle ⁇ in the illustrated example is approximately 45 degrees.
- the inclined surface 201a of the optical fiber 200 is mirror-finished to reduce scattering of light emitted from the phosphor 120.
- a light reflection coating for example, silver coating
- the coating 230 is removed, and the peripheral surface 201b of the clad 220 is exposed.
- the phosphor 120 of the X-ray detection unit 100 is arranged so that the light L emitted from the phosphor 120 enters the circumferential surface 201b of the clad 220 facing the slope 201a of the optical fiber 200 and reaches the slope 201a. It arrange
- FIG. 5A and FIG. 5B are explanatory diagrams illustrating an example of a state in which light emitted from the phosphor 120 of the X-ray detection unit 100 is guided into the optical fiber 200.
- FIG. 5A is a side view of the light incident end 201 viewed from a direction orthogonal to the optical axis of the optical fiber 200 (from the front side of FIG. 4).
- 5B is a front view of the light incident end 201 viewed from the optical axis direction of the optical fiber 200 (from the right side of FIG. 4).
- the X-ray to be measured enters from the upper side or the lower side in the figure and passes through the phosphor 120 of the X-ray detection unit 100.
- the light L emitted from the phosphor 120 of the X-ray detection unit 100 is incident from the peripheral surface 201b facing the inclined surface 201a of the optical fiber 200, refraction at the peripheral surface 201b causes the periphery of the optical axis La of the optical fiber 200.
- the light is focused toward the core 210.
- the light L that has passed through the inside of the optical fiber 200 while being collected in this way reaches the inclined surface 201a from the inside of the optical fiber 200, is reflected by the inclined surface 201a, and is directed to the light emitting end portion 202.
- the light L is incident from the peripheral surface 201b of the optical fiber 200 and reflected from the inclined surface 201a from the inside, so that the light L is incident on the end surface of the light incident surface of the optical fiber 200 directly from the outside.
- the light L emitted from the phosphor 120 can be efficiently guided to the core 210 of the optical fiber 200 for transmission. Therefore, the sensitivity and accuracy with respect to the X-ray dose of the measurement target can be further improved.
- the light L emitted from the phosphor 120 is incident from the peripheral surface 201b side of the optical fiber 200 as described above, but the configuration in which the light L emitted from the phosphor 120 is incident on the optical fiber 200 is as follows.
- the configuration is not limited to that of the present embodiment.
- the phosphor 120 may be disposed so as to be in contact with or close to the exposed slope 201a of the optical fiber 200, and light emitted from the phosphor 120 may be directly incident on the slope 201a.
- FIG. 6 is a schematic configuration diagram showing an example of the main device 300 of the dosimeter of the present embodiment.
- FIG. 6 shows a configuration example of the main unit 300 when the entire configuration of the dosimeter is the configuration shown in FIG.
- the main device 300 includes a cable connection unit 301 to which a cable 315 is connected to the light detection unit 310.
- the main body apparatus 300 includes an optical fiber connection portion 311 to which the light emitting end portion 202 of the optical fiber 200 constituting the X-ray detection probe 50 is connected. And a light detecting unit 310 that detects light emitted from the light emitting end portion 202 of the optical fiber 200.
- the main body apparatus 300 also includes a control unit 320 that functions as a control unit and a calculation unit, a display unit 330 as an output unit that outputs measurement results, and the like.
- the control unit 320 includes a microcomputer having, for example, a CPU, a ROM, a RAM, an I / O interface, and the like, and is connected to each unit such as the light detection unit 310 and the display unit 330.
- the control unit 320 controls each unit by executing a predetermined program, and various X-ray doses (for example, absorbed dose [Gy], dose equivalent [Sv]) based on the output signal of the light detection unit 310. , Irradiation dose [C / kg]) and dose rate [Gy / h] which is a dose per unit time.
- the control unit 320 stores calibration data, various coefficients, and parameter values for calculating the various doses and dose rates.
- the calibration data is data of a conversion table or a conversion formula used when converting the value of the output signal of the light detection unit 310 into the values of the various doses and dose rates, and is obtained by calibration performed before the start of use. To be acquired.
- control unit 320 identifies the X-ray detection probe connected to the light detection unit 310 or the main body apparatus 300, and calculates the various doses and dose rates using corresponding calibration data.
- a plurality of types of calibration data acquired for each unit 310 or a plurality of types of calibration data acquired for each combination of the X-ray detection probe 50 and the light detection unit 310 is stored in advance. Since the calibration data described above may change after the start of use, acquisition and updating may be performed periodically after the start of use.
- the display unit 330 is configured by a liquid crystal display, for example, and displays the dose and dose rate values calculated by the control unit 320 in real time, and displays the change in dose and dose rate in real time as a graph of the time axis. be able to.
- FIG. 7 is an explanatory view showing a state in which the X-ray skin exposure dose is measured in real time during X-ray imaging for medical image diagnosis or fluoroscopy using the dosimeter 10 of the present embodiment.
- the example of FIG. 7 is an example in which a patient is treated while viewing an X-ray image in real time by a treatment method called IVR (Interventional Radiology).
- IVR generally means “therapeutic application of radiological diagnosis technology”, and it is almost the same as “intravascular treatment”, “intravascular surgery”, “minimally invasive treatment”, “image-assisted treatment”, etc. Sometimes used as a synonym.
- IVR is a treatment method for curing a disease by inserting a thin tube (catheter or needle) into the body while viewing an X-ray image or a fluoroscopic image as in this embodiment, or an image including an affected part such as CT,
- a thin tube catheter or needle
- CT an image including an affected part
- IVR blood vessel IVR. Since such IVR is performed while irradiating X-rays, in order to prevent the patient's skin exposure disorder, exposure on the patient's skin surface (especially the skin surface on the X-ray incident side where there is a high possibility of exposure damage). It is necessary to accurately grasp and manage the dose.
- the X-ray detection unit 100 of the dosimeter 10 of the present embodiment is attached to the skin surface of a place where an X-ray image of the patient is being taken or seen, and the skin exposure dose at that place is determined. Measure, display and record in real time.
- an X-ray 415 having a predetermined line type and dose generated from an X-ray generation apparatus (X-ray source) 410 having an X-ray tube to which the above-described tube voltage is applied is a human body of a patient on a catheter table 420. 500 predetermined parts are irradiated.
- X-rays 415 that have passed through the human body are imaged or seen in real time by an X-ray fluoroscopic and imaging device 430 having an X-ray image intensifier 431.
- the X-ray image intensifier 431 is a device that converts a two-dimensional X-ray image received on the input phosphor screen into a visible light image and outputs it.
- a flat panel detector (FPD) may be used instead of the X-ray image intensifier 431, a flat panel detector (FPD) may be used.
- An image photographed or seen with the fluoroscopic and radiographing device 430 is displayed in real time on the image display device 440 and used for patient treatment.
- the X-ray detection unit 100 of the dosimeter 10 of the present embodiment is capturing or fluoroscopying the X-ray image. Affixed to the lower skin of the patient.
- the phosphor 120 included in the X-ray detection unit 100 emits light
- the phosphor 120 of the X-ray detection unit 100 emits light.
- Light enters and is transmitted from the light incident end 201 of the optical fiber 200 and exits from the light emitting end 202.
- the light output from the light output end 202 of the optical fiber 200 is detected by the light detection unit 310.
- the X-ray dose can be measured based on the detection result of the light detection unit 310.
- the light emitted from the phosphor 120 of the X-ray detection unit 100 upon receiving X-rays can be transmitted to the light detection unit 310 located away from the X-ray detection unit 100 by the optical fiber 200. Therefore, when measuring the X-ray dose during X-ray image capturing or fluoroscopy, it is not necessary to place the light detection unit 310 in the X-ray passage region for image capturing or fluoroscopy, and for image capturing or fluoroscopy. X-rays are not blocked by the light detection unit 310.
- the phosphor 120 based on Y 2 O 2 S having at least Eu as an activator exhibits good transmittance to X-rays
- the optical fiber 200 also includes a normal metal cable, Unlike a conducting wire, it exhibits good transparency to X-rays. Therefore, when an image is taken or seen using X-rays, the influence on the taken or seen image can be suppressed. Therefore, it is possible to measure the dose of X-rays in real time during image capturing or fluoroscopy while suppressing the influence on the image captured or fluoroscopy using X-rays.
- the phosphor that is based on Y 2 O 2 S having at least Eu as an activator constituting the phosphor 120 of the X-ray detector 100 does not contain cadmium (Cd). Accordingly, a dosimeter having environmental safety can be provided.
- the dosimeter 10 according to the present embodiment applies an energy or line type X-ray suitable for medical image diagnosis emitted from an X-ray generator having a tube voltage in a predetermined range to an image captured or seen through. While suppressing the influence, the X-ray dose can be measured in real time during the X-ray imaging or fluoroscopy.
- the dosimeter 10 of the present embodiment is suitable as a safe real-time dosimeter used for medical image diagnosis such as real-time measurement of skin exposure dose during angiography and vascular and non-vascular IVR.
- the dosimeter 10 of the present embodiment is also suitable as a safe real-time dosimeter used for real-time measurement of the skin exposure dose at the time of imaging of the digestive tract and at the time of non-vascular examination / treatment in orthopedics.
- the dosimeter 10 of this embodiment can also be used as a dosimeter for measuring the exposure dose of medical staff such as an IVR operator.
- Dosimeter 50 X-ray detection probe 100 X-ray detection part 110 Base member 120 Phosphor 130 Support body 140 Phosphor sheet 150 Light-shielding cover part 200 Optical fiber 201 Light incident end part 202 Light emission end part 210 Core 220 Cladding 230 Covering 300 Main body Device 301 Cable connection unit 310 Photodetection unit 311 Optical fiber connection unit 312 Cable connection unit 315 Cable 320 Control unit 330 Display unit 410 X-ray generator (X-ray source) 415 X-ray 420 catheter table 430 X-ray fluoroscopy and imaging device 431 X-ray image intensifier (II) or flat panel detector (FPD) 440 Image display device 500 Human body (patient) L light
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Abstract
放射線を用いて撮影または透視される画像への影響を抑えつつ、その画像撮影または透視中に放射線の線量をリアルタイムに測定することができるとともに、環境面での安全性を有する線量計を提供する。本線量計は、少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体120を有する放射線検出部100と、放射線検出部100の蛍光体120が放射線を受けて発した光を伝送する光ファイバー200と、光ファイバー200で伝送された光を検出する光検出部310と、を備える。
Description
本発明は、X線などの放射線の線量を測定する線量計に関するものである。
従来、放射線の検出部にカドミウム(Cd)シンチレータを用い、検出部で発生した光を光ファイバーで伝送して検出する線量計が知られている(非特許文献1参照)。この線量計は、検出部や光ファイバーがX線に対して良好な透過性を示すため、例えばX線画像を撮影または透視しながらX線画像への影響を抑えつつ人体の皮膚面の吸収線量をリアルタイムに測定できる。そのため、特に医用画像診断の分野で広く普及していた。
Hwang E, Gaxiola E, Vlietstra RE, et al. : Real-time measurement of skin radiation during cardiac catheterization. Cathet Cardiovasc Diagn, 43 (4), pp. 367-370 (1998).
しかしながら、上記従来の線量計は、検出部に用いられているシンチレータがカドミウム(Cd)を含むため、環境面で問題がある。
本発明の一態様に係る線量計は、放射線の線量を測定する線量計であって、少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体を有する放射線検出部と、前記放射線検出部の蛍光体が放射線を受けて発した光を伝送する光ファイバーと、前記光ファイバーで伝送された光を検出する光検出部と、を備える。
この線量計では、放射線検出部が放射線を受けると、その放射線検出部が有する蛍光体が光を発する。放射線検出部が発した光は、光ファイバーに入射されて伝送される。この光ファイバーで伝送された光は光検出部で検出される。この光検出部の検出結果により、放射線の線量を測定することができる。
ここで、上記放射線検出部が放射線を受けて発した光は、光ファイバーにより放射線検出部から離れた位置にある光検出部に伝送することができるため、その放射線が光検出部によって遮られることがない。更に、上記少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体は放射線に対して良好な透過性を示し、また、光ファイバーについても、通常の金属からなるケーブルや導線とは異なり、放射線に対して良好な透過性を示す。従って、放射線を用いて画像を撮影または透視する場合、その撮影または透視される画像への影響を抑えることができる。従って、放射線を用いて撮影される画像への影響を抑えつつ、その画像撮影または透視中に放射線の線量をリアルタイムに測定することができる。
しかも、上記放射線検出部の蛍光体は、少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体であり、カドミウム(Cd)を含まない。従って、環境面での安全性を有する線量計を提供することができる。
この線量計では、放射線検出部が放射線を受けると、その放射線検出部が有する蛍光体が光を発する。放射線検出部が発した光は、光ファイバーに入射されて伝送される。この光ファイバーで伝送された光は光検出部で検出される。この光検出部の検出結果により、放射線の線量を測定することができる。
ここで、上記放射線検出部が放射線を受けて発した光は、光ファイバーにより放射線検出部から離れた位置にある光検出部に伝送することができるため、その放射線が光検出部によって遮られることがない。更に、上記少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体は放射線に対して良好な透過性を示し、また、光ファイバーについても、通常の金属からなるケーブルや導線とは異なり、放射線に対して良好な透過性を示す。従って、放射線を用いて画像を撮影または透視する場合、その撮影または透視される画像への影響を抑えることができる。従って、放射線を用いて撮影される画像への影響を抑えつつ、その画像撮影または透視中に放射線の線量をリアルタイムに測定することができる。
しかも、上記放射線検出部の蛍光体は、少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体であり、カドミウム(Cd)を含まない。従って、環境面での安全性を有する線量計を提供することができる。
また、前記線量計において、前記放射線は、管電圧が40kV以上且つ150kV以下のX線発生装置から発したX線であり、前記蛍光体は、前記X線を受けたとき、600nm以上630nm以下の波長範囲に輝線スペクトルを有する赤色領域の光を発するものであってもよい。この線量計では、上記所定範囲の管電圧を有するX線発生装置から発した医用画像診断用として好適なエネルギー及び線種のX線を用いて撮影または透視される画像への影響を抑えつつ、そのX線の画像撮影または透視中にX線の線量をリアルタイムに測定することができる。また、蛍光体が前記X線を受けたときに発する光は、容易に入手可能な光ファイバーの伝送波長範囲に対応する600nm以上630nm以下の波長範囲に輝線スペクトルを有する。従って、測定対象のX線の線量に対する感度及び精度の向上を図ることができる、安価な線量計を提供することができる。
また、前記線量計において、前記光ファイバーの光入射端部の端面は、該光ファイバーの光軸に対して傾いた斜面であり、前記放射線検出部の蛍光体は、その蛍光体から発した光が前記光ファイバーの斜面に対向している周面から入射して該斜面に到達するように該周面に対向させて配置したものであってもよい。この線量計では、放射線検出部の蛍光体から発した光は、光ファイバーの斜面に対向している周面から入射するとき、その周面での屈折により光ファイバーの光軸周辺のコアに向かうように集光される。このように集光されながら光ファイバーの内部を通過した光は、光ファイバーの内部側から斜面に到達し、その斜面で反射され光出射端部に向うように光軸周辺のコアを伝送される。このように光ファイバーの周面から光を入射させ内部から斜面で反射させることにより、光ファイバーの光入射端部の端面に光を外部から直接入射させる場合に比して、蛍光体から発した光を光ファイバーのコアに効率的に導いて伝送させることができる。従って、測定対象の照射線の線量に対する感度及び精度を更に向上させることができる。
また、前記線量計において、前記光ファイバーの光入射端部の斜面は、鏡面仕上げされ、前記光に対する反射率を高める光反射塗装が施されていてもよい。この線量計では、光ファイバーの斜面が鏡面仕上げされているため、斜面での光の散乱を低減できる。更に、その斜面には光の反射率を高める光反射塗装が施されているため、上記光ファイバーの周面から入射して内部を通過した光が斜面で反射するときの反射率を高めることができる。従って、蛍光体から発した光を光ファイバーのコアに更に効率的に導いて伝送させることができ、測定対象の放射線の線量に対する感度及び精度を更に向上させることができる。
また、前記線量計において、前記光ファイバーは、フッ素樹脂製の光ファイバーであってもよい。この線量計では、フッ素樹脂製の光ファイバーを用いることにより、X線に対して良好な透過性を有するとともに、前記少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体から発した赤色光を低い伝送損失で伝送することができる。
また、前記線量計において、前記光ファイバーの光入射端部の端面は、該光ファイバーの光軸に対して傾いた斜面であり、前記放射線検出部の蛍光体は、その蛍光体から発した光が前記光ファイバーの斜面に対向している周面から入射して該斜面に到達するように該周面に対向させて配置したものであってもよい。この線量計では、放射線検出部の蛍光体から発した光は、光ファイバーの斜面に対向している周面から入射するとき、その周面での屈折により光ファイバーの光軸周辺のコアに向かうように集光される。このように集光されながら光ファイバーの内部を通過した光は、光ファイバーの内部側から斜面に到達し、その斜面で反射され光出射端部に向うように光軸周辺のコアを伝送される。このように光ファイバーの周面から光を入射させ内部から斜面で反射させることにより、光ファイバーの光入射端部の端面に光を外部から直接入射させる場合に比して、蛍光体から発した光を光ファイバーのコアに効率的に導いて伝送させることができる。従って、測定対象の照射線の線量に対する感度及び精度を更に向上させることができる。
また、前記線量計において、前記光ファイバーの光入射端部の斜面は、鏡面仕上げされ、前記光に対する反射率を高める光反射塗装が施されていてもよい。この線量計では、光ファイバーの斜面が鏡面仕上げされているため、斜面での光の散乱を低減できる。更に、その斜面には光の反射率を高める光反射塗装が施されているため、上記光ファイバーの周面から入射して内部を通過した光が斜面で反射するときの反射率を高めることができる。従って、蛍光体から発した光を光ファイバーのコアに更に効率的に導いて伝送させることができ、測定対象の放射線の線量に対する感度及び精度を更に向上させることができる。
また、前記線量計において、前記光ファイバーは、フッ素樹脂製の光ファイバーであってもよい。この線量計では、フッ素樹脂製の光ファイバーを用いることにより、X線に対して良好な透過性を有するとともに、前記少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体から発した赤色光を低い伝送損失で伝送することができる。
本発明によれば、放射線を用いて撮影または透視される画像への影響を抑えつつ、その画像撮影または透視中に放射線の線量をリアルタイムに測定することができるとともに、環境面での安全性を有する線量計を提供することができる。
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。なお、本実施形態では、本発明をX線の線量を測定する線量計に適用した例について説明するが、本発明は、X線以外の放射線の線量を測定する線量計にも適用することができる。
図1は、本発明の実施形態に係る線量計の全体構成の一構成例を示す概略構成図である。図1において、本実施形態の線量計10は、放射線検出部としてのX線検出部100と、光伝送体としての光ファイバー200と、本体装置300と、光検出部310とを備える。X線検出部100及び光ファイバー200は一体的に構成され、1組のX線検出プローブ50となる。X線検出プローブ50は複数組備えてもよい。
X線検出部100は、放射線としてのX線を受けて光を発する蛍光体を有する。
光ファイバー200は、X線検出部100の蛍光体から発した光が入射される光入射端部201と、その光入射端部201から入射して伝送した光が出射する光出射端部202とを有する。光ファイバー200を用いることにより、X線検出部100の蛍光体がX線を受けて発した光を、X線検出部100から離れた位置にある光検出部310に伝送することができるため、そのX線が光検出部310によって遮られることがない。
光ファイバー200は、X線検出部100の蛍光体から発した光が入射される光入射端部201と、その光入射端部201から入射して伝送した光が出射する光出射端部202とを有する。光ファイバー200を用いることにより、X線検出部100の蛍光体がX線を受けて発した光を、X線検出部100から離れた位置にある光検出部310に伝送することができるため、そのX線が光検出部310によって遮られることがない。
また、光検出部310は、光ファイバー200の光出射端部202から出射した光を検出する。光検出部310は、光ファイバー200の光出射端部202が着脱可能に接続される光ファイバー接続部311と、ケーブル315の一方の端部が着脱可能に接続されるケーブル接続部312とを有する。ケーブル315のもう一方の端部は、本体装置300のケーブル接続部301に着脱可能に接続される。ケーブル315は、光検出部310で検出した信号を本体装置300に伝送する機能を有する。光検出部310としては、例えば、光電子倍増管(PMT)、フォトダイオード等を用いることができる。なお、光検出部310に必要な電力は、光検出部310内にバッテリを組み、そのバッテリーから供給してもよいし、ケーブル315を介して本体装置300側から供給してもよい。
また、光検出部310は、複数組のX線検出プローブ50を着脱可能に接続できるように構成してもよい。図1の例では、光ファイバー接続部311の個数が1個の場合について示しているが、複数個のX線検出プローブ50を同時に装着できるように、複数個(例えば、2個又は3個以上)の光ファイバー接続部311を設けてもよい。また、本体装置300は、複数の光検出部310を接続できるように複数個のケーブル接続部301を設けてもよい。
図2は、本発明の実施形態に係る線量計の全体構成の他の構成例を示す概略構成図である。図2の線量計10は、本体装置300内に光検出部310が組み込まれている構成例である。この構成例の場合、光ファイバー200の光出射端部202は、本体装置300に設けられた光ファイバー接続部311に着脱可能に接続される。また、図2の例では、光ファイバー接続部311の個数が1個の場合について示しているが、複数個のX線検出プローブ50を同時に装着できるように、複数個(例えば、2個又は3個以上)の光ファイバー接続部311を設けてもよい。また、複数個の光ファイバー接続部を設ける場合、光検出部310は、複数個の光ファイバー接続部それぞれに対応させて複数個設けてもよい。また、複数個の光ファイバー接続部からの光を切り替えて受光できるように単一の光検出部310を共用してもよい。
図3は、本実施形態の線量計10におけるX線検出部100の一構成例を示す説明図である。
X線検出部100は、例えばプラスチック材からなるベース部材110と、そのベース部材110上に層状又は板状に設けられた蛍光体シート140とを備えている。蛍光体シート140は例えば2層構造であり、蛍光体120と、その蛍光体120を支持する支持体130とを有している。
X線検出部100は、例えばプラスチック材からなるベース部材110と、そのベース部材110上に層状又は板状に設けられた蛍光体シート140とを備えている。蛍光体シート140は例えば2層構造であり、蛍光体120と、その蛍光体120を支持する支持体130とを有している。
支持体130としては、例えばアクリルやポリエチレンなどのプラスチック材からなる薄板形状のものを用いることができる。支持体130の厚さは、例えば0.05~1.0[mm]の範囲であり、好ましくは0.1~0.5[mm]の範囲である。なお、支持体130の材料及び厚さについては、X線を用いた撮影または透視される画像への影響を小さくできる程度にX線に対して透過性を有するものであれば、上記例示のものに限定されるものではない。
支持体130の厚さ方向と直交する表面(図中上面)上に塗布されて乾燥した層状の蛍光体120の単位面積当たりの質量は、例えば20~400[mg/cm2]の範囲であり、好ましくは100~300[mg/cm2]の範囲である。また、蛍光体120の厚さは、例えば0.5~1.5[mm]の範囲であり、好ましくは0.8~0.9[mm]の範囲である。なお、蛍光体120の量及び厚さについては、X線を用いた撮影または透視に必要な十分な蛍光が得られ、かつ、X線を用いた撮影または透視される画像への影響を小さくできる程度にX線に対して透過性を有するものであれば、上記例示のものに限定されるものではない。
上記蛍光体シート140の作製方法にはいくつかの方法があるが、例えば次のような方法で作製することができる。まず、粉末状の蛍光体に、有機合成樹脂を有機溶剤等に溶解させた結合剤を加え、蛍光体を結合剤中に懸濁させた塗料様の塗工液を調整する。この塗工液を、支持体130の上に所定の塗工質量になるように塗工して乾燥させることにより、上記所定の単位面積当たりの質量の蛍光体120を有する蛍光体シート140を得ることができる。上記塗工液の塗工には、塗装で用いられるハケや吹き付けによる方法の他、印刷等で用いられる種々のコータと呼ばれる塗工器具や塗工機械,印刷機械を用いてもよい。また、塗工した膜の乾燥は、常温による乾燥の他に加熱乾燥させてもよい。また、蛍光体シート140は、上記例示した方法以外の方法で作製してもよい。
また、上記構成の蛍光体シート140は、例えば支持体130側がベース部材110に接するように接着剤でベース部材110上に固定される。また、ベース部材110の蛍光体シート140とは反対側の面(図中の下面)には、人体の皮膚面などに容易に取り付けられるように粘着剤の層を設けておいてもよい。また、蛍光体シート140が設けられたベース部材110の厚さ方向と直交する面方向の形状は、例えば1辺が数[mm]~数十[mm]程度の四角形でもよいし、直径が数[mm]~数十[mm]程度の円形状であってもよい。また、それらの表面は平面形状であってもよいし曲面形状であってもよい。
また、光ファイバー200の光入射端部201は、ベース部材110上に設けられた蛍光体シート140上に例えば接着剤で固定される。また、図3中の一点鎖線に示すように、蛍光体シート140と光ファイバー200の光入射端部201の全体を覆って遮光する遮光カバー部150が形成されている。遮光カバー部150は、ベース部材110上に設けられた蛍光体シート140と光ファイバー200の光入射端部201とを保護する機能や、蛍光体シート140と光ファイバー200の光入射端部201との位置関係のずれをより確実に防止する機能も有する。遮光カバー部150は、例えば、上記固定用の接着剤で形成することができる。また、遮光カバー部150は、光ファイバー200の光入射端部201を接着剤で固定した後、蛍光体シート140と光ファイバー200の光入射端部201の全体を覆うように、上記接着剤とは別の樹脂を用いて形成してもよい。
蛍光体120は、少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体であり、放射線としてのX線を受けて光を発する。本実施形態では、蛍光体120として、特性改善のための少量のSmを更に添加したY2O2S:Eu,Smからなる蛍光体を用いた。なお、蛍光体120としては、Smの添加がないY2O2S:Euからなる蛍光体を用いてもよい。
上記所定材料からなる蛍光体120は、例えばターゲットがタングステン又はモリブデンなどであって管電圧が40kV以上且つ150kV以下のX線発生装置から発したX線を受けたとき、600nm以上630nm以下の波長範囲に輝線スペクトルを有する赤色領域の光を発する。600nm以上630nm以下の波長範囲は、容易に入手可能な光ファイバーの伝送波長範囲に対応している。また、上記所定材料からなる蛍光体120は、カドミウム(Cd)を含まないので、環境面での安全性を有するX線検出部100を有する線量計を構成することができる。
また、上記少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体120は、X線に対して良好な透過性を示す。例えば、前述のターゲットがタングステン又はモリブデンなどであって管電圧が40kV以上且つ150kV以下のX線発生装置から発したX線を受ける場合、そのX線に対する蛍光体120の吸光度Aは1.3以下である。このように吸光度Aが1.3以下であれば、X線の撮影画像や透過画像に蛍光体120の像が映らないか、又は、蛍光体120の像が映ったとしてもX線の撮影画像や透過画像を用いた診断および治療に影響を与えない。なお、蛍光体120に入射するX線の強度をI0とし、蛍光体120を通過したX線の強度をIとすると、吸光度Aは次式(1)で定義される。
A=-log10(I/I0) ・・・(1)
A=-log10(I/I0) ・・・(1)
また、上記少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体120は、X線が照射されたときの損傷(放射線損傷)による輝度の低下が小さい。例えば、本実施形態の蛍光体120に対して、累積の吸収線量が2[Gy]になるように上記X線発生装置からのX線を照射したところ、照射後の蛍光体120からの光の輝度の低下は、照射前の輝度の10%以内であった。
図4は、本実施形態の線量計10における光ファイバー200の光入射端部201の一構成例を示す拡大図である。
本実施形態の光ファイバー200は、光軸(中心軸)周辺を構成するコア210と、そのコア210を囲むように設けられたクラッド220とを有するステップインデックス型の光ファイバーである。クラッド220の外側の表面(周面)は、被覆230で保護されている。光ファイバー200のコア210とクラッド220との境界では、屈折率がステップ状に変化しており、コア210はクラッド220よりも高い屈折率を有している。光ファイバー200の光入射端部201から入射した光は、主にコア210の中を通り、光出射端部202に向かって伝送される。なお、光ファイバー200としては、コアからクラッドにかけて屈折率が連続的に変化するように形成されたグレーデッドインデックス型の光ファイバーを用いてもよい。
本実施形態の光ファイバー200は、光軸(中心軸)周辺を構成するコア210と、そのコア210を囲むように設けられたクラッド220とを有するステップインデックス型の光ファイバーである。クラッド220の外側の表面(周面)は、被覆230で保護されている。光ファイバー200のコア210とクラッド220との境界では、屈折率がステップ状に変化しており、コア210はクラッド220よりも高い屈折率を有している。光ファイバー200の光入射端部201から入射した光は、主にコア210の中を通り、光出射端部202に向かって伝送される。なお、光ファイバー200としては、コアからクラッドにかけて屈折率が連続的に変化するように形成されたグレーデッドインデックス型の光ファイバーを用いてもよい。
光ファイバー200の材質は、X線に対して良好な透過性を有するとともに、蛍光体120から発した600nm以上630nm以下の波長範囲の赤色光を低い伝送損失で伝送可能なものが好ましい。このような光ファイバーとしては、例えば、ポリメタクリル酸メチル(PMMA)等のアクリル樹脂からなる光ファイバー、フッ素樹脂からなる光ファイバーが挙げられる。このような材質の光ファイバー200についても、通常の金属からなるケーブルや導線とは異なり、上記X線に対して良好な透過性を示す。特に、フッ素樹脂からなる光ファイバーは、蛍光体120から発した赤色光の600nm以上630nm以下の波長範囲に吸収ピークを有しないため、PMMA等のアクリル樹脂製の光ファイバーに比して、蛍光体120から発した赤色光をより低い伝送損失で伝送することができ、好適である。
また、光ファイバー200の光入射端部201の端面は、光ファイバー200の光軸Laに垂直な仮想面Sに対して所定の角度θだけ傾いた斜面201aになっている。斜面201aの傾斜角θは、例えば30度~60度の範囲内の角度であり、より好ましくは40度~50度の範囲内の角度である。図示の例の傾斜角θは略45度である。また、光ファイバー200の斜面201aは、蛍光体120から発した光の散乱を低減するため、鏡面仕上げされている。また、蛍光体120から発した光に対する反射率を高める光反射塗装(例えば銀色塗装)が施されている。
また、光ファイバー200の光入射端部201では、被覆230が除去され、クラッド220の周面201bが露出している。X線検出部100の蛍光体120は、その蛍光体120から発した光Lが光ファイバー200の斜面201aに対向しているクラッド220の周面201bから入射して斜面201aに到達するように、周面201bに対向させて配置されている。このように光ファイバー200の周面201bから光Lを入射させ内部側から斜面201aで反射させることにより、光ファイバー200に対する光Lの入射効率が高くなる。このように図4の構成で光ファイバー200に対する光Lの入射効率が高くなる点は、本発明者らによる実験及び検討によって得られたものである。図3の構成で光ファイバー200に対する光Lの入射効率が高くなるメカニズムについては明確ではないが、例えば次の図5A及び図5Bで示すような光の入射経路における集光機能も関係しているものと思われる。
図5A及び図5Bは、X線検出部100の蛍光体120から発した光が光ファイバー200内に導かれる様子の一例を示す説明図である。図5Aは、光ファイバー200の光軸に直交する方向から(図4の手前側から)見た光入射端部201の側面図である。図5Bは、光ファイバー200の光軸方向から(図4の右側から)見た光入射端部201の正面図である。
図5A及び図5Bにおいて、測定対象のX線は図中上方又は下方から入射してX線検出部100の蛍光体120を通過する。X線検出部100の蛍光体120から発した光Lは、光ファイバー200の斜面201aに対向している周面201bから入射するとき、その周面201bでの屈折により、光ファイバー200の光軸La周辺のコア210に向かうように集光される。このように集光されながら光ファイバー200の内部を通過した光Lは、光ファイバー200の内部側から斜面201aに到達し、その斜面201aで反射され光出射端部202に向うように光軸周辺のコア210を伝送される。このように光ファイバー200の周面201bから光Lを入射させ内部側から斜面201aで反射させることにより、光ファイバー200の光入射面の端面に光を外部から直接入射させる場合に比して、光Lの入射効率が高くなり、蛍光体120から発した光Lを光ファイバー200のコア210に効率的に導いて伝送させることができる。従って、測定対象のX線の線量に対する感度及び精度を更に向上させることができる。
なお、本実施形態では、前述のとおり蛍光体120から発した光Lを光ファイバー200の周面201b側から入射させているが、蛍光体120から発した光Lを光ファイバー200に入射させる構成は、本実施形態の構成に限定されるものではない。例えば、光ファイバー200の露出した斜面201aに接触又は近接させるように蛍光体120を配置し、蛍光体120から発した光を斜面201aに直接入射させるようにしてもよい。また、本実施形態のような蛍光体120からの光を光ファイバー200の周面201b側から入射させる構成と、蛍光体120からの光を斜面201aに直接入射させる構成とを組み合わせてもよい。
図6は、本実施形態の線量計の本体装置300の一例を示す概略構成図である。図6は、線量計の全体構成が前述の図1の構成の場合の本体装置300の構成例を示している。本体装置300は、光検出部310との間のケーブル315が接続されるケーブル接続部301を有している。なお、線量計の全体構成が前述の図2の構成の場合は、本体装置300は、前述のX線検出プローブ50を構成する光ファイバー200の光出射端部202が接続される光ファイバー接続部311と、光ファイバー200の光出射端部202から出射した光を検出する光検出部310とを備える。
本体装置300は、制御手段や演算手段として機能する制御部320、測定結果を出力する出力手段としての表示部330等も備えている。制御部320は、例えばCPU、ROM、RAM、I/Oインターフェースなどを有するマイクロコンピュータで構成され、光検出部310や表示部330等の各部に接続されている。
制御部320は、所定のプログラムが実行されることにより、各部を制御したり、光検出部310の出力信号に基づいてX線の各種線量(例えば、吸収線量[Gy]、線量当量[Sv]、照射線量[C/kg])の値や、単位時間当たりの線量である線量率[Gy/h]の値を算出したりする。また、制御部320には、上記各種線量や線量率を算出するための校正データや各種係数やパラメータの値が記憶されている。ここで、校正データは、光検出部310の出力信号の値を上記各種線量や線量率の値に換算するときに用いる換算テーブル又は換算式のデータであり、使用開始前に実行される校正によって取得される。
ここで、複数個のX線検出プローブ50を用いる場合であって各X線検出プローブ50の特性が互いに異なる場合は、X線検出プローブ50毎に取得された複数種類の校正データが予め記憶される。この場合は、制御部320は、光検出部310又は本体装置300に接続されたX線検出プローブを識別し、対応する校正データを用いて上記各種線量や線量率を算出する。更に、本体装置300に複数の光検出部310を接続したり本体装置300に複数の光検出部310を設けたりした場合であって、各光検出部310の特性が互いに異なる場合は、光検出部310毎に取得された複数種類の校正データ、又は、X線検出プローブ50及び光検出部310の組み合わせ毎に取得された複数種類の校正データが予め記憶される。なお、以上の校正データは使用開始後に変化する可能性があるので、使用開始後に定期的に取得及び更新を実行するようにしてもよい。
表示部330は、例えば液晶ディスプレイなどで構成され、制御部320で算出した線量や線量率の値をリアルタイムに表示したり、線量や線量率の変化を時間軸のグラフとしてリアルタイムに表示したりすることができる。
図7は、本実施形態の線量計10を用いて、医用画像診断用のX線画像撮影または透視中にX線の皮膚被曝線量をリアルタイムに測定している様子を示す説明図である。図7の例は、IVR(Interventional Radiology)と呼ばれる治療法でX線画像をリアルタイムに見ながら患者を治療している例である。ここで、IVRとは、一般的には「放射線診断技術の治療的応用」を意味し、「血管内治療」、「血管内手術」、「低侵襲治療」、「画像支援治療」等とほぼ同義語として使われる場合もある。IVRは、本実施形態のようなX線撮影または透視画像やCT等の患部を含む画像を見ながら体内に細い管(カテーテルや針)を入れて病気を治す治療法であり、血管IVRや非血管IVR等の種類がある。このようなIVRでは、X線を照射しながら行われるので、患者の皮膚被曝障害を防止するため、患者皮膚面(特に被曝障害が発生する可能性が高いX線入射側の皮膚面)における被曝線量を正確に把握して管理する必要がある。
そこで、図7の例では、本実施形態の線量計10のX線検出部100を、患者のX線画像を撮影または透視している箇所の皮膚表面に貼り付け、その箇所の皮膚被曝線量をリアルタイムに測定して表示したり記録したりする。
図7において、前述の管電圧が印加されたX線管を有するX線発生装置(X線源)410から発生した所定の線種及び線量のX線415は、カテーテルテーブル420上の患者の人体500の所定部位に照射される。人体を通過したX線415は、X線イメージインテンシファイア431を有するX線透視および撮影装置430でリアルタイムに撮影または透視される。ここで、X線イメージインテンシファイア431は、入力蛍光面に受けた2次元的なX線画像を可視光像に変換し出力する装置である。なお、X線イメージインテンシファイア431の代わりに、フラットパネルディテクタ(FPD)を用いてもよい。X線透視および撮影装置430で撮影または透視された画像を、画像表示装置440にリアルタイムに表示され、患者の治療に用いられる。このようなX線画像の撮影または透視を伴うIVRにおける患者の皮膚被曝線量を測定するために、本実施形態の線量計10のX線検出部100を、X線画像を撮影または透視している患者の図中下側の皮膚に貼り付けている。
以上、本実施形態によれば、X線検出部100がX線を受けると、そのX線検出部100が有する蛍光体120が光を発し、そのX線検出部100の蛍光体120が発した光は、光ファイバー200の光入射端部201から入射して伝送され、光出射端部202から出射する。この光ファイバー200の光出射端部202から出射した光を光検出部310で検出する。この光検出部310の検出結果により、X線の線量を測定することができる。
ここで、上記X線検出部100の蛍光体120がX線を受けて発した光は、光ファイバー200によりX線検出部100から離れた位置にある光検出部310に伝送することができる。従って、X線の画像の撮影または透視中にX線の線量を測定する場合、画像撮影または透視用のX線の通過領域に光検出部310を配置する必要がなく、画像撮影または透視用のX線が光検出部310によって遮られることがない。更に、上記少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体120はX線に対して良好な透過性を示し、また、光ファイバー200についても、通常の金属からなるケーブルや導線とは異なり、X線に対して良好な透過性を示す。従って、X線を用いて画像を撮影または透視する場合、その撮影または透視される画像への影響を抑えることができる。従って、X線を用いて撮影または透視される画像への影響を抑えつつ、その画像撮影または透視中にX線の線量をリアルタイムに測定することができる。
しかも、上記X線検出部100の蛍光体120を構成する少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体は、カドミウム(Cd)を含まない。従って、環境面での安全性を有する線量計を提供することができる。
特に、本実施形態の線量計10は、所定範囲の管電圧を有するX線発生装置から発した医用画像診断用として好適なエネルギー及び線種のX線を用いて撮影または透視される画像への影響を抑えつつ、そのX線の画像撮影または透視中にX線の線量をリアルタイムに測定することができる。従って、本実施形態の線量計10は、血管造影時や血管系及び非血管系のIVR時における皮膚被曝線量のリアルタイム測定などの医用画像診断に用いられる安全なリアルタイム線量計として、好適である。また、本実施形態の線量計10は、消化管の造影時や整形外科における非血管系の検査・治療時における皮膚被曝線量のリアルタイム測定に用いられる安全なリアルタイム線量計としても、好適である。
さらに、本実施形態の線量計10は、IVR術者などの医療スタッフの被曝線量を測定する線量計としても使用できる。
ここで、上記X線検出部100の蛍光体120がX線を受けて発した光は、光ファイバー200によりX線検出部100から離れた位置にある光検出部310に伝送することができる。従って、X線の画像の撮影または透視中にX線の線量を測定する場合、画像撮影または透視用のX線の通過領域に光検出部310を配置する必要がなく、画像撮影または透視用のX線が光検出部310によって遮られることがない。更に、上記少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体120はX線に対して良好な透過性を示し、また、光ファイバー200についても、通常の金属からなるケーブルや導線とは異なり、X線に対して良好な透過性を示す。従って、X線を用いて画像を撮影または透視する場合、その撮影または透視される画像への影響を抑えることができる。従って、X線を用いて撮影または透視される画像への影響を抑えつつ、その画像撮影または透視中にX線の線量をリアルタイムに測定することができる。
しかも、上記X線検出部100の蛍光体120を構成する少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体は、カドミウム(Cd)を含まない。従って、環境面での安全性を有する線量計を提供することができる。
特に、本実施形態の線量計10は、所定範囲の管電圧を有するX線発生装置から発した医用画像診断用として好適なエネルギー及び線種のX線を用いて撮影または透視される画像への影響を抑えつつ、そのX線の画像撮影または透視中にX線の線量をリアルタイムに測定することができる。従って、本実施形態の線量計10は、血管造影時や血管系及び非血管系のIVR時における皮膚被曝線量のリアルタイム測定などの医用画像診断に用いられる安全なリアルタイム線量計として、好適である。また、本実施形態の線量計10は、消化管の造影時や整形外科における非血管系の検査・治療時における皮膚被曝線量のリアルタイム測定に用いられる安全なリアルタイム線量計としても、好適である。
さらに、本実施形態の線量計10は、IVR術者などの医療スタッフの被曝線量を測定する線量計としても使用できる。
なお、本明細書で開示された実施形態の説明は、当業者が本開示を製造又は使用するのを可能にするために提供される。本開示に対するさまざまな修正は当業者には容易に明白になり、本明細書で定義される一般的原理は、本開示の趣旨又は範囲から逸脱することなく、他のバリエーションに適用可能である。それゆえ、本開示は、本明細書で説明される例及びデザインに限定されるものではなく、本明細書で開示された原理及び新規な特徴に合致する最も広い範囲に認められるべきである。
10 線量計
50 X線検出プローブ
100 X線検出部
110 ベース部材
120 蛍光体
130 支持体
140 蛍光体シート
150 遮光カバー部
200 光ファイバー
201 光入射端部
202 光出射端部
210 コア
220 クラッド
230 被覆
300 本体装置
301 ケーブル接続部
310 光検出部
311 光ファイバー接続部
312 ケーブル接続部
315 ケーブル
320 制御部
330 表示部
410 X線発生装置(X線源)
415 X線
420 カテーテルテーブル
430 X線透視および撮影装置
431 X線イメージインテンシファイア(I.I.)、または、フラットパネルディテクタ(FPD)
440 画像表示装置
500 人体(患者)
L 光
50 X線検出プローブ
100 X線検出部
110 ベース部材
120 蛍光体
130 支持体
140 蛍光体シート
150 遮光カバー部
200 光ファイバー
201 光入射端部
202 光出射端部
210 コア
220 クラッド
230 被覆
300 本体装置
301 ケーブル接続部
310 光検出部
311 光ファイバー接続部
312 ケーブル接続部
315 ケーブル
320 制御部
330 表示部
410 X線発生装置(X線源)
415 X線
420 カテーテルテーブル
430 X線透視および撮影装置
431 X線イメージインテンシファイア(I.I.)、または、フラットパネルディテクタ(FPD)
440 画像表示装置
500 人体(患者)
L 光
Claims (5)
- 放射線の線量を測定する線量計であって、
少なくともEuを付活剤とするY2O2Sを母体とした蛍光体を有する放射線検出部と、
前記放射線検出部の蛍光体が放射線を受けて発した光を伝送する光ファイバーと、
前記光ファイバーで伝送された光を検出する光検出部と、
を備えた線量計。 - 請求項1の線量計において、
前記放射線は、管電圧が40kV以上且つ150kV以下のX線発生装置から発したX線であり、
前記蛍光体は、前記X線を受けたとき、600nm以上630nm以下の波長範囲に輝線スペクトルを有する赤色領域の光を発する線量計。 - 請求項1又は2の線量計において、
前記光ファイバーの光入射端部の端面は、該光ファイバーの光軸に対して傾いた斜面であり、
前記放射線検出部の蛍光体は、その蛍光体から発した光が前記光ファイバーの斜面に対向している周面から入射して該斜面に到達するように該周面に対向させて配置した線量計。 - 請求項3の線量計において、
前記光ファイバーの光入射端部の斜面は、鏡面仕上げされ、前記光に対する反射率を高める光反射塗装が施されている線量計。 - 請求項1、2、3又は4の線量計において、
前記光ファイバーは、フッ素樹脂製の光ファイバーである線量計。
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