JP2008049145A - Dosimetry system, dosimetry method and scintillator for use therein - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、生体が受けた放射線量をリアルタイムに測定するシステムに関する。より詳細には、本発明は、放射線治療に際して患者体内の照射部位が受けた放射線の総線量を非接触でリアルタイムに測定するシステムに関する。また、本発明は、そのようなシステムに用いることができるシンチレーターに関すると共に、シンチレーターを用いた放射線量の測定方法に関する。 The present invention relates to a system for measuring radiation dose received by a living body in real time. More specifically, the present invention relates to a system for measuring in real time without contact the total dose of radiation received by an irradiation site in a patient during radiotherapy. The present invention also relates to a scintillator that can be used in such a system, and also relates to a radiation dose measuring method using the scintillator.
放射線治療は、放射線が持つ電離作用で細胞増殖を阻止して悪性細胞・悪性腫瘍を死滅させることができるため、がん治療に広く採用されている。放射線治療技術は、近年急速に進歩している分野であり、定位放射線治療技術および強度変調放射線治療技術(ＩＭＲＴ技術)に始まって種々の技術が存在し、病巣部への照***度は年々向上している。 Radiation therapy is widely used for cancer treatment because it can kill cells and malignant tumors by inhibiting cell growth by the ionizing action of radiation. Radiation therapy technology is a field that has been making rapid progress in recent years. There are various technologies beginning with stereotactic radiotherapy technology and intensity-modulated radiation therapy technology (IMRT technology), and the accuracy of irradiation to the lesion has improved year by year. ing.
放射線治療に際しては、具体的な治療計画が検討され、照射範囲および照射される放射線量などが決められるが、必ずしも治療計画通りに照射できているとは限らず、誤照射・過照射といった医療事故も少なからず生じている。このような医療事故の原因として考えられることは、治療時において患者の体内に入射された放射線量、つまり、患者が実際に受けた放射線量（被爆量）をリアルタイムに把握できていないことである。 In the case of radiation therapy, a specific treatment plan is considered, and the irradiation range and radiation dose to be irradiated are determined. However, it is not always possible to perform irradiation according to the treatment plan. Not a little. A possible cause of such a medical accident is that the amount of radiation incident on the patient's body during treatment, that is, the amount of radiation actually received by the patient (exposure dose) cannot be grasped in real time. .
現在、患者が受けた放射線量を測定するデバイスとしては、熱蛍光現象を利用した熱蛍光線量計（ＴＬＤ）がある。かかる線量計に用いられる熱蛍光素子は、放射線が照射されるとその結晶内で電子が励起されて捕獲中心に移り、その後、加熱すると蛍光を発するものである。発せられる蛍光量は、吸収した放射線量に比例するものであるため、患者が受けた放射線量をかかる蛍光量から求めることができる。しかしながら、熱蛍光線量計による放射線の測定では、熱蛍光素子を加熱するために、患者の体内に埋め込まれた熱蛍光素子を体外に出さなければならず、その作業経過時間によって、患者が受けた放射線量をリアルタイムに測定できないという欠点がある。 Currently, there is a thermofluorescence dosimeter (TLD) using a thermofluorescence phenomenon as a device for measuring the radiation dose received by a patient. The thermoluminescent element used in such a dosimeter emits fluorescence when irradiated with radiation, in which electrons are excited in the crystal to move to the capture center and then heated. Since the amount of fluorescence emitted is proportional to the amount of absorbed radiation, the amount of radiation received by the patient can be determined from the amount of fluorescence. However, in the measurement of radiation by a thermofluorescence dosimeter, in order to heat the thermofluorescence element, the thermofluorescence element embedded in the patient's body must be taken out of the body, and the patient received depending on the elapsed time of the work. There is a drawback that the radiation dose cannot be measured in real time.
他の放射線測定デバイスとしては電離箱式線量計があり、特に口腔、膀胱または直腸といった臓器に対して用いられている。かかる線量計では、電離箱への放射線照射に起因して、その線量率に比例した電離電流が生じるので、その電離電流から放射線量が測定される。しかしながら、この電離箱式線量計を用いた放射線量測定は、精度が高いものの有線方式であるため、体外と通じた管腔臓器に対してしか利用することができないという欠点がある。 Other radiation measurement devices include ionization chamber dosimeters, which are used particularly for organs such as the oral cavity, bladder or rectum. In such a dosimeter, an ionization current proportional to the dose rate is generated due to radiation irradiation to the ionization chamber, so that the radiation dose is measured from the ionization current. However, the radiation dose measurement using this ionization chamber dosimeter has a drawback that it can be used only for a luminal organ that communicates with the outside of the body because it is a wired method although it has high accuracy.
この他にも、半導体を患者の悪性腫瘍内に埋め込む線量計であって、半導体に照射された線量を無線信号の形で外部に出力させる線量計も存在する。しかしながら、このような線量計は、例えば特許文献１および特許文献２に開示されている方法などを参照すると分かるように、リアルタイムに放射線量を測定することはできない。また、かかる線量計を用いた装置は比較的大きく、かつ、その電力消費量も比較的多いのが現状である。尚、特許文献１および特許文献２で開示されている「無線信号の形で外部に出力させて情報を得る」という構想自体は、電波を用いた方法として既に考案されているものである（非特許文献１参照）。 In addition, there is a dosimeter that embeds a semiconductor in a malignant tumor of a patient and outputs the dose irradiated to the semiconductor to the outside in the form of a radio signal. However, such a dosimeter cannot measure the radiation dose in real time, as can be seen by referring to the methods disclosed in Patent Document 1 and Patent Document 2, for example. In addition, an apparatus using such a dosimeter is relatively large and its power consumption is relatively large. Note that the concept of “obtaining information by outputting to the outside in the form of a wireless signal” disclosed in Patent Document 1 and Patent Document 2 has already been devised as a method using radio waves (non- Patent Document 1).
ところで、放射線の検出にシンチレーターが使用されることはあるが、シンチレーター自体が体内に埋め込まれて使用されることはなかった。なぜなら、シンチレーターは、例えば非特許文献２に示すように、可視光領域の波長の蛍光を生じるものと認識されており、生じる蛍光が生体を透過せず、生体外で蛍光を検出できないと考えられていたからである。
本発明は上記事情に鑑みて為されたものである。つまり、本発明の課題は、放射線の照射によって生体が受けた放射線量をリアルタイムに無線方式により測定できる放射線量測定システムを提供することである。 The present invention has been made in view of the above circumstances. That is, the subject of this invention is providing the radiation dose measuring system which can measure the radiation dose which the biological body received by irradiation of a radiation by a wireless system in real time.
上記課題を解決するため、本発明は、
放射線の照射によって生体が受けた放射線量をリアルタイムに測定する放射線量測定システムであって、
放射線が照射されると発光するシンチレーター、
シンチレーターから生じる蛍光を検知する蛍光検知手段、および
検知された蛍光の蛍光強度から放射線量を求めるデータ処理手段
を有して成り、
シンチレーターは生体に埋め込まれて用いられ、シンチレーターが埋め込まれた生体領域に対して放射線を照射し、シンチレーターから生体外へと発せられる蛍光を、生体外に設けた蛍光検知手段が検知することを特徴とするシステム（かかるシステムは「体内埋め込み型リアルタイム式線量計装置」と呼ぶことができる）
を提供する。
In order to solve the above problems, the present invention provides:
A radiation dose measurement system for measuring in real time the radiation dose received by a living body by radiation irradiation,
A scintillator that emits light when exposed to radiation,
Comprising fluorescence detection means for detecting the fluorescence generated from the scintillator, and data processing means for obtaining the radiation dose from the fluorescence intensity of the detected fluorescence,
The scintillator is used by being embedded in a living body. The scintillator is irradiated with radiation to a living body region in which the scintillator is embedded, and fluorescence emitted from the scintillator to the outside of the living body is detected by a fluorescence detecting means provided outside the living body. System (This system can be called "implantable real-time dosimeter")
I will provide a.
本明細書において「放射線量」とは、放射線の照射によって生体内に入射した放射線の総線量を意味しており、生体が実際に受けた被爆量（例えば「Ｇｙ」で表される放射線量）を実質的に意味している。また、本明細書において「リアルタイム」とは、例えば従来技術の「熱蛍光線量計」のように放射線が照射された後に放射線量が測定されるのではなく、生体に放射線が照射されている際に放射線量が測定されることを実質的に意味するものである。 In this specification, the “radiation dose” means the total dose of radiation incident on the living body by irradiation of radiation, and the exposure dose actually received by the living body (for example, the radiation dose represented by “Gy”). Means substantially. Further, in this specification, “real time” means that the radiation dose is not measured after the radiation is irradiated as in the conventional “thermofluorescence dosimeter”, for example, when the living body is irradiated with the radiation. It means substantially that the radiation dose is measured.
本発明の放射線量測定システムは、生体に埋め込まれたシンチレーターから発せられる蛍光を生体外に設けた蛍光検知手段で検知してリアルタイムで放射線量を測定することを特徴としている。つまり、本発明のシステムでは、シンチレーターから離れた場所からリアルタイムで放射線量をモニタすることができる。本発明の好ましい態様では、シンチレーターから発せられる蛍光が、赤外領域の波長を有しており、好ましくは近赤外領域の波長を有している。赤外領域の波長を有する蛍光は、生体構成物質（特にヘモグロビンまたは水）による吸収および／または散乱が比較的少ないので、生じた蛍光が生体内から生体外へと放射されることになり、生体外で蛍光を検知することができる。 The radiation dose measuring system of the present invention is characterized in that the fluorescence emitted from a scintillator embedded in a living body is detected by a fluorescence detecting means provided outside the living body, and the radiation dose is measured in real time. That is, in the system of the present invention, the radiation dose can be monitored in real time from a place away from the scintillator. In a preferred embodiment of the present invention, the fluorescence emitted from the scintillator has a wavelength in the infrared region, preferably a wavelength in the near infrared region. Fluorescence having a wavelength in the infrared region is relatively less absorbed and / or scattered by biological components (especially hemoglobin or water), so that the generated fluorescence is emitted from the living body to the outside of the living body. Fluorescence can be detected outside.
本発明のシステムでは、放射線の照射で瞬時または実質的に同時に発せられる蛍光を検知して測定するために、放射線量をリアルタイムで測定することができる。また、発せられた蛍光は、生体外に設けた検知手段によって無線方式で検知するために、測定者は、放射線被爆を受けない遠隔の場所から放射線量を測定することができる。従って、本発明のシステムを放射線治療に用いた場合では、患者（より好ましくは患者の病巣部）が受けている放射線量を遠隔の操作室等からリアルタイムでモニタリングすることができ、誤照射・過照射などの医療事故を防ぐことができる。 In the system of the present invention, the radiation dose can be measured in real time in order to detect and measure the fluorescence emitted instantaneously or substantially simultaneously with the irradiation of radiation. Further, since the emitted fluorescence is detected wirelessly by a detection means provided outside the living body, the measurer can measure the radiation dose from a remote location that is not exposed to radiation exposure. Therefore, when the system of the present invention is used for radiotherapy, the radiation dose received by the patient (more preferably, the patient's lesion) can be monitored in real time from a remote operation room or the like. Medical accidents such as irradiation can be prevented.
以下にて、本発明の放射線量測定システムを詳細に説明する。なお、かかるシステムの説明に含める形で本発明のシンチレーターの説明も併せて行う。 The radiation dose measuring system of the present invention will be described in detail below. In addition, description of the scintillator of this invention is also performed in the form included in description of this system.
図１に、本発明の放射線量測定システムの主たる構成を模式的に示す。本発明のシステム１は、シンチレーター２、蛍光検知手段３およびデータ処理手段４を有して成る。シンチレーター２は、本発明の使用時に生体５に埋め込まれて使用される。放射線は、シンチレーター２が埋め込まれている生体領域に対して照射されることになり、その照射によってシンチレーター２から発せられる蛍光が、生体外に設けられた蛍光検知手段３で検知される。蛍光検知手段３で検知された蛍光はデータ処理手段４で処理され、その検知された蛍光の蛍光強度に基づいて、生体が受けた放射線量を求めている。 FIG. 1 schematically shows the main configuration of the radiation dose measuring system of the present invention. The system 1 of the present invention comprises a scintillator 2, a fluorescence detection means 3 and a data processing means 4. The scintillator 2 is used by being embedded in the living body 5 when the present invention is used. The radiation is irradiated to the living body region in which the scintillator 2 is embedded, and the fluorescence emitted from the scintillator 2 by the irradiation is detected by the fluorescence detection means 3 provided outside the living body. The fluorescence detected by the fluorescence detection means 3 is processed by the data processing means 4, and the radiation dose received by the living body is obtained based on the fluorescence intensity of the detected fluorescence.
生体に照射される放射線は、癌治療などの一般の放射線治療に使用される電離放射線であることが好ましく、例えば、Ｘ線、γ線（ガンマ線）、電子線、陽子線または重粒子線などである。 The radiation irradiated to the living body is preferably ionizing radiation used for general radiotherapy such as cancer treatment, such as X-ray, γ-ray (gamma ray), electron beam, proton beam, or heavy particle beam. is there.
生体に埋め込まれて使用されるシンチレーター２は、入力放射線に応じて発光するものであり、上記で例示したような放射線が照射されると蛍光を発するものである。生じる蛍光は、人体透過性の比較的高い波長領域を有していることが好ましく、例えば６００〜１０００ｎｍの波長領域を有している。より好ましくは、蛍光は、赤外領域の波長を有しており、更に好ましくは近赤外領域の波長を有している（尚、赤外波長領域に必ずしも厳密に限定される必要はなく、赤外領域の波長よりも僅かに短い波長または長い波長が蛍光に含まれていてもよく、上述のような６００〜１０００ｎｍの波長領域の他、例えば３〜１３００μｍの波長領域などが蛍光に含まれていてもよい）。生体内で生じ得る蛍光は、上述のような波長領域を有するので、生体構成物質によって蛍光が吸収されたり、散乱したりする現象が減じられ、生体外へと蛍光が放射されることになる。従って、本明細書において「人体透過性の比較的高い」とは、生体内で生じた蛍光が生体外へと放射されるように、生体構成物質によって蛍光が吸収・散乱する現象がより減じられている態様を実質的に意味している。 The scintillator 2 used by being embedded in a living body emits light in response to input radiation, and emits fluorescence when irradiated with radiation as exemplified above. The generated fluorescence preferably has a wavelength region with relatively high human permeability, for example, a wavelength region of 600 to 1000 nm. More preferably, the fluorescence has a wavelength in the infrared region, and more preferably has a wavelength in the near infrared region (note that it is not necessarily strictly limited to the infrared wavelength region, A wavelength slightly shorter or longer than the wavelength in the infrared region may be included in the fluorescence. In addition to the wavelength region of 600 to 1000 nm as described above, for example, the wavelength region of 3 to 1300 μm is included in the fluorescence. May be). Since fluorescence that can be generated in the living body has the above-described wavelength region, the phenomenon that the fluorescence is absorbed or scattered by the biological constituent material is reduced, and the fluorescence is emitted outside the living body. Therefore, in this specification, “relatively high permeability to the human body” means that the phenomenon in which fluorescence is absorbed and scattered by the biological constituent material is reduced so that the fluorescence generated in the living body is emitted outside the living body. The embodiment is substantially meant.
シンチレーターは、母体材料（好ましくは母体結晶）中に賦活剤を含んで成るシンチレーターであることが好ましく、例えば、酸化物、フッ化物、硫化物、オキシ硫化物、ケイ酸塩、リン酸塩、タングステン酸塩、アルミン酸塩、チタン酸塩、ジルコン酸塩、モリブデン酸塩、硫酸塩、ホウ酸塩およびガリウム酸塩から成る群から選択される少なくとも１種以上の母体材料中に、希土類元素、Ｆｅ、Ｔｉ、Ｚｎ、ＰｂおよびＣｒから成る群から選択される少なくとも１種以上の賦活剤を含んで成るシンチレーターであることが好ましい。より好ましくは、シンチレーターが、Ａｌ２Ｏ３、ＬａＰＯ４、ＹＰＯ４、ＣａＴｉＯ３、ＣａＺｒＯ３、ＣａＭｏＯ４およびＣａＳＯ４から成る群から選択される少なくとも１種以上の母体材料中にＣｒ、Ｎｄ、Ｙｂ、Ｔｍ、ＦｅおよびＺｎから成る群から選択される少なくとも１種以上の賦活剤を含んで成るシンチレーターである。具体的なシンチレーター（「母体材料：賦活剤」として表す）としては、Ａｌ２Ｏ３：Ｃｒ、ＬａＰＯ４：（Ｎｄ，Ｙｂ）、ＹＰＯ４：（Ｎｄ，Ｙｂ）、ＣａＴｉＯ３：Ｎｄ、ＣａＺｒＯ３：Ｙｂ、ＣａＭｏＯ４：（Ｎｄ，Ｙｂ）、ＣａＳＯ４：Ｔｍ等を挙げることができる。 The scintillator is preferably a scintillator comprising an activator in a host material (preferably host crystal), such as an oxide, fluoride, sulfide, oxysulfide, silicate, phosphate, tungsten In at least one base material selected from the group consisting of acid salts, aluminates, titanates, zirconates, molybdates, sulfates, borates and gallates, rare earth elements, Fe A scintillator comprising at least one activator selected from the group consisting of Ti, Zn, Pb and Cr is preferred. More preferably, the scintillator is Cr, Nd, Yb in at least one base material selected from the group consisting of Al 2 O 3 , LaPO 4 , YPO 4 , CaTiO 3 , CaZrO 3 , CaMoO 4 and CaSO 4. A scintillator comprising at least one activator selected from the group consisting of Tm, Fe and Zn. As specific scintillators (represented as “matrix material: activator”), Al 2 O 3 : Cr, LaPO 4 : (Nd, Yb), YPO 4 : (Nd, Yb), CaTiO 3 : Nd, CaZrO 3 : Yb, CaMoO 4 : (Nd, Yb), CaSO 4 : Tm, and the like.
上記のシンチレーターの製造方法としては、特に限定するものではないが、ゾル−ゲル法、水熱法、共沈法、ガス中蒸発法、固相溶解法またはＭＡ法（メカニカルアロイング法）を挙げることができる。一例を挙げて具体的に説明する。例えば固相溶解法では、シンチレーター材料を構成する元素の水酸化物や硝酸塩などを乳鉢やボールミルなどで乾式もしくは湿式で混合し、その後、所定の温度で焼成後、洗浄操作などを行い合成することによって本発明に係るシンチレーターを得ることができる。 A method for producing the scintillator is not particularly limited, and examples thereof include a sol-gel method, a hydrothermal method, a coprecipitation method, a gas evaporation method, a solid phase dissolution method, and an MA method (mechanical alloying method). be able to. A specific example will be described. For example, in the solid-phase dissolution method, the hydroxides and nitrates of the elements that make up the scintillator material are mixed dry or wet in a mortar or ball mill, etc., and then baked at a predetermined temperature and then subjected to a cleaning operation and the like. Thus, the scintillator according to the present invention can be obtained.
シンチレーターは、特に限定されるものではないが、ビーズの形態で用いることが好ましい。このビーズ形態の粒子の場合、シンチレーターの粒径は、好ましくは０．１〜２０．０ｍｍ、より好ましくは０．５〜５．０ｍｍである。ここでいう「粒径」とは、例えば電子顕微鏡または光学顕微鏡等を用いて画像から読み取った直径である。なお、シンチレーターの好ましい粒径は、放射線または生体などの種類・条件に応じて変わり得るものであり、例えば放射線治療に用いられる場合では患者の病巣部（悪性腫瘍部）の態様に応じて変わり得るものであることを理解されよう。 The scintillator is not particularly limited, but is preferably used in the form of beads. In the case of this bead-shaped particle, the particle size of the scintillator is preferably 0.1 to 20.0 mm, more preferably 0.5 to 5.0 mm. The “particle diameter” here is a diameter read from an image using, for example, an electron microscope or an optical microscope. The preferred particle size of the scintillator can vary depending on the type or condition of radiation or living body, and for example, when used for radiation therapy, it can vary depending on the form of the lesion (malignant tumor) of the patient. You will understand that it is.
シンチレーターは、適当なツールを用いて生体内に埋め込まれる。例えば、治療部位（即ち、照射部位もしくは病巣部）が生体内部の比較的深い位置にある場合、刺入針を生体外から刺入し、生体内の目的部位に針を進め、内筒針を用いて目的部位にシンチレーターを挿入することによって、生体にシンチレーターが埋め込まれる。シンチレーターを埋め込む箇所は、放射線が照射される生体領域であって、例えば、人体内の照射部位またはその近傍（例えば病巣部に接触している部位）であり、外部から放射線を照射できる限り特に制限はない。ここで、本明細書で用いる「埋め込む」とは、必ずしも生体内にシンチレーターが完全に埋め込まれる態様だけを指しているのではなく、シンチレーターの一部が生体外に露出している態様、更には、場合によってはシンチレーターが生体の表面（例えば皮膚）に設けられる態様をも指している。 The scintillator is implanted in the living body using an appropriate tool. For example, when the treatment site (that is, the irradiation site or lesion) is at a relatively deep position inside the living body, the insertion needle is inserted from outside the living body, the needle is advanced to the target site in the living body, and the inner cylinder needle is used. By inserting the scintillator into the target site, the scintillator is embedded in the living body. The part where the scintillator is embedded is a living body region irradiated with radiation, for example, an irradiation site in the human body or the vicinity thereof (for example, a site in contact with a lesion), and particularly limited as long as radiation can be irradiated from the outside. There is no. As used herein, the term “embedding” does not necessarily refer to an aspect in which the scintillator is completely embedded in the living body, but an aspect in which a part of the scintillator is exposed outside the living body, In some cases, a scintillator is also provided on the surface (eg, skin) of a living body.
蛍光検知手段３は、生体外に設けられており、シンチレーターから発せられる蛍光を生体外で検知できるようになっている。蛍光検知手段は、特に限定されるものではないが、Ｓｉフォトダイオード、ＩｎＧａＡｓフォトダイオードもしくはＧｅフォトダイオード等のフォトダイオード、Ｓｉ系のＣＣＤカメラ（ＣＣＤ検出部の光電面がシリコンであるＣＣＤカメラ）、または、光電子倍増管であることが好ましい。特に、赤外領域の波長の蛍光を検知することを考慮すると、アバランシェタイプのＳｉフォトダイオードまたはＭＯ−ＣＣＤがより好ましい。尚、蛍光検知手段のＳ／Ｎ（ＳＮ比）を向上させるために、シンチレーターと蛍光検知手段との間に、集光用レンズおよび／または放射線の散乱光・外乱光をカットするフィルターを設けてもよい。更には、生体内に埋め込まれたシンチレーターに対して集光用レンズを設けたり、輝度向上および集光に資するシートを生体の皮膚表面に設けてもよい。 The fluorescence detection means 3 is provided outside the living body, and can detect the fluorescence emitted from the scintillator outside the living body. The fluorescence detection means is not particularly limited, but a photodiode such as a Si photodiode, an InGaAs photodiode or a Ge photodiode, a Si-based CCD camera (a CCD camera in which the photoelectric surface of the CCD detection unit is silicon), Alternatively, a photomultiplier tube is preferable. In particular, an avalanche type Si photodiode or MO-CCD is more preferable in consideration of detecting fluorescence having a wavelength in the infrared region. In order to improve the S / N (S / N ratio) of the fluorescence detection means, a condensing lens and / or a filter that cuts scattered light and disturbance light of radiation is provided between the scintillator and the fluorescence detection means. Also good. Furthermore, a condensing lens may be provided for the scintillator embedded in the living body, or a sheet for improving luminance and condensing may be provided on the skin surface of the living body.
データ処理手段４は、蛍光検出手段３と同様に、生体外に設けられている。データ処理手段は、検知された蛍光からの情報を処理する機能を有しており、検知された蛍光の蛍光強度に基づいて放射線量を求めることができる。この際、生体内に埋め込まれたシンチレーターから発せられる蛍光の蛍光強度Ｉと生体が受けた放射線量Ｑとの相関関係（Ｑ＝ｆｎ（Ｉ））に関する検量線（図２参照）を予め得ておき、それに基づいて放射線量を求めることが好ましい。 Similar to the fluorescence detection means 3, the data processing means 4 is provided outside the living body. The data processing means has a function of processing information from the detected fluorescence, and can determine the radiation dose based on the fluorescence intensity of the detected fluorescence. At this time, a calibration curve (see FIG. 2) concerning the correlation (Q = fn (I)) between the fluorescence intensity I of fluorescence emitted from the scintillator embedded in the living body and the radiation dose Q received by the living body is obtained in advance. It is preferable to determine the radiation dose based on this.
相関関係（Ｑ＝ｆｎ（Ｉ））を得るには、例えば、シンチレーター自体への放射線の照射でシンチレーターに与えられた照射エネルギーＥと、その照射によってシンチレーターから発せられた蛍光の蛍光強度Ｉとの相関関係Ａ（Ｅ＝ｆｎＡ（Ｉ））が利用される（但し、シンチレーターに照射する放射線は、生体に照射する放射線と同じであることに留意されたい）。この場合、相関関係Ａ（Ｅ＝ｆｎＡ（Ｉ））から「シンチレーターが埋め込まれた生体領域に対して放射線が照射されることによって発せられる蛍光」についての蛍光強度Ｉ１に相当する照射エネルギーＥ１が求められ、その求められた照射エネルギーＥ１を生体が受けた放射線量Ｑ１と見なすことになる。ちなみに、生体が蛍光に与える影響を考慮して、相関関係Ａから求められる照射エネルギーＥ１に一定の換算係数を乗じて放射線量Ｑ１とすることが好ましい。この換算係数は、シンチレーターが埋め込まれる生体の種類および病巣部の態様などに応じて種々に変わり得るものであることに留意されたい。 In order to obtain the correlation (Q = fn (I)), for example, the irradiation energy E given to the scintillator by the irradiation of radiation to the scintillator itself and the fluorescence intensity I of the fluorescence emitted from the scintillator by the irradiation Correlation A (E = fn A (I)) is utilized (note that the radiation applied to the scintillator is the same as the radiation applied to the living body). In this case, from the correlation A (E = fn A (I)), the irradiation energy E corresponding to the fluorescence intensity I 1 for “fluorescence emitted by irradiating the living body region in which the scintillator is embedded”. 1 is obtained, so that viewed the irradiation energy E 1 that obtained with radiation amount Q 1 of the living body is received. Incidentally, in consideration of the influence of the living body on fluorescence, it is preferable to multiply the irradiation energy E 1 obtained from the correlation A by a certain conversion factor to obtain the radiation dose Q 1 . It should be noted that this conversion factor can vary depending on the type of living body in which the scintillator is embedded, the mode of the lesion, and the like.
なお、「放射線の照射でシンチレーターに与えられた照射エネルギーＥ」（例えば、単位「Ｇｙ」）というものは、シンチレーター自体に放射線を照射した時間Ｔ（例えば、単位「分」）と、放射線発生装置から発せられる単位時間当りの放射線線量である線量率Ｒ（例えば、単位「Ｇｙ／分」）とを乗じることによって予め求められるものであるため（即ち、Ｅ＝Ｔ×Ｒ）、照射エネルギーＥと蛍光強度Ｉとの相関関係Ａ（Ｅ＝ｆｎＡ（Ｉ））は、シンチレーターに放射線を照射した時間Ｔと、シンチレーターへの照射で生じた蛍光の蛍光強度Ｉとの相関関係Ｂ（Ｉ＝ｆｎＢ（Ｔ））から間接的に求めることができる。 Note that “irradiation energy E given to the scintillator by irradiation of radiation” (for example, unit “Gy”) means the time T (for example, unit “minute”) of irradiation of the scintillator itself and the radiation generator. Is obtained in advance by multiplying by a dose rate R (for example, unit “Gy / min”) which is a radiation dose per unit time emitted from (ie, E = T × R). The correlation A (E = fn A (I)) with the fluorescence intensity I is a correlation B (I = fn) between the time T when the scintillator is irradiated with radiation and the fluorescence intensity I of the fluorescence generated by irradiation of the scintillator. B (T)) can be obtained indirectly.
ここで、具体的なデータ処理手段の例を挙げるとすると、例えば、市販のパソコン、または、ＦＡ用途もしくは放射線発生装置（以下で説明する）に付随するデータ処理装置などである。つまり、上述のような放射線量の算出は、マイクロプロセッサやデジタルシグナルプロセッサ等を含んだコンピュータシステムで作動するソフトウェア上で実現することができる。尚、データ処理手段には、測定された放射線量を表示するディスプレイを設けてよく、これによって、生体が受けている放射線量をリアルタイムでモニタリングすることができる。 Here, specific examples of the data processing means include, for example, a commercially available personal computer or a data processing apparatus associated with an FA application or a radiation generation apparatus (described below). That is, the calculation of the radiation dose as described above can be realized on software operating on a computer system including a microprocessor, a digital signal processor, and the like. The data processing means may be provided with a display for displaying the measured radiation dose, whereby the radiation dose received by the living body can be monitored in real time.
本発明のシステムは、生体に照射させる放射線を発生する放射線発生装置を更に有していることが好ましい。この場合、測定された放射線量に基づいて、放射線発生装置から発せられる放射線量を制御または停止することができる。つまり、測定された放射線量に基づいて、放射線発生装置の放射線をフィードバック制御できる。フィードバック制御量を決定する機能は、上記のデータ処理手段が有していることが好ましく、そのようなデータ処理手段が放射線治療装置の制御部分（より具体的には「放射線の発生を制御する部分」）と連動していることが好ましい。放射線発生装置は、特に制限はなく、生体に対して放射線を照射できるものであれば、いずれの種類の放射線発生装置であってもよい。例えば、本発明のシステムを放射線治療に用いる場合では、放射線発生装置としてライナックまたはリニアック等の放射線治療器が適している。換言すれば、本発明のシステムを癌治療に用いる場合では、癌の治療用の放射線発生装置が用いられることになる。フィードバック制御が可能であると、治療計画で定められた放射線量に適合するように、放射線発生装置の放射線を制御または調節することができる（例えば、放射線発生装置から発せられる放射線の線量率Ｒ［Ｇｙ／分］を変えることができる）。または、治療計画で定められた放射線量が照射された時点で、放射線の照射を停止することができ、これにより、過照射などの医療事故を防ぐことができる（即ち、照射部位が過剰照射にならないように放射線発生装置からの放射線発生が自動的に停止するように制御できる）。 It is preferable that the system of the present invention further includes a radiation generator that generates radiation to irradiate the living body. In this case, the radiation dose emitted from the radiation generator can be controlled or stopped based on the measured radiation dose. That is, the radiation of the radiation generator can be feedback controlled based on the measured radiation dose. The function for determining the feedback control amount is preferably included in the data processing means described above, and such data processing means has a control part (more specifically, a part for controlling the generation of radiation) of the radiation therapy apparatus. ") Is preferably linked with The radiation generator is not particularly limited, and may be any type of radiation generator as long as it can irradiate a living body with radiation. For example, when the system of the present invention is used for radiotherapy, a radiotherapy device such as linac or linac is suitable as the radiation generator. In other words, when the system of the present invention is used for cancer treatment, a radiation generator for cancer treatment is used. If feedback control is possible, the radiation of the radiation generator can be controlled or adjusted to match the radiation dose determined in the treatment plan (eg, the radiation dose rate R [ Gy / min] can be changed). Alternatively, radiation irradiation can be stopped at the time when the radiation dose determined in the treatment plan is irradiated, thereby preventing medical accidents such as over-irradiation (ie, the irradiated part is over-irradiated). The radiation generation from the radiation generator can be controlled to automatically stop so that it does not occur).
次に、本発明のシステムを放射線治療に用いた場合（即ち、本発明のシステムを人体に用いた場合）について説明する。本発明のシステム１を放射線治療に用いた態様を図３に示す。図示するように、シンチレーター２は、患者６の体内に埋め込まれて使用される。がん治療では、シンチレーター２が患者６の病巣部（悪性腫瘍部）の近傍または病巣部内に埋め込まれることになる。シンチレーター２の埋め込みは、放射線を照射させる直前に外科的手術により埋め込まれることが好ましい。尚、患者６に埋め込むシンチレーター２に対しては、患者６の体に悪影響が出ないように適当な処理を施してもよい。 Next, the case where the system of the present invention is used for radiation therapy (that is, the case where the system of the present invention is used on a human body) will be described. An embodiment in which the system 1 of the present invention is used for radiation therapy is shown in FIG. As shown in the figure, the scintillator 2 is used by being implanted in the body of a patient 6. In cancer treatment, the scintillator 2 is embedded in the vicinity of the lesion (malignant tumor) of the patient 6 or in the lesion. The scintillator 2 is preferably implanted by a surgical operation immediately before irradiation with radiation. Note that the scintillator 2 to be implanted in the patient 6 may be subjected to an appropriate process so that the body of the patient 6 is not adversely affected.
放射線治療時には、電子直線加速器（リニアック）、シンクロトロンやサイクロトロン、ベータトロンなどの円形加速器、その他の放射線治療器７からＸ線またはγ線、電子線、陽子線、粒子線、その他の放射線が患者の病巣部に照射されるが、かかる病巣部の近傍または病巣部内にはシンチレーター２が存在しているので、シンチレーター２に起因して蛍光が生じることになる。生じた蛍光は、患者６の体外に設けられている蛍光検知手段３で検知された後、検知された蛍光の強度がデータ処理手段４で処理されることによって、患者６が受けた放射線量をリアルタイムに得ることができる。得られた放射線量は、放射線治療器７をフィードバック制御するのに用いてもよい。つまり、測定された放射線量と治療計画で定められた放射線量との差分に基づいて、適切な放射線量になるように、放射線治療器７から発せられる放射線を制御してもよい。また、リアルタイムに得られる測定量をディスプレイに表示させることによって、患者が受けている放射線量を放射線治療時にモニタリングすることができるので、患者６が実際に放射線を受けているのか否かをその場で確認することができると共に、患者６が所望の放射線量を受けた時点をもって放射線照射を停止することができる。 During radiation therapy, patients receive X-rays or γ-rays, electron beams, proton beams, particle beams, and other radiation from electron linear accelerators (linacs), circular accelerators such as synchrotrons, cyclotrons, and betatrons, and other radiation therapy units 7 However, since the scintillator 2 is present in the vicinity of the lesion or in the lesion, fluorescence is generated due to the scintillator 2. The generated fluorescence is detected by the fluorescence detection means 3 provided outside the body of the patient 6, and then the intensity of the detected fluorescence is processed by the data processing means 4, thereby reducing the radiation dose received by the patient 6. It can be obtained in real time. The obtained radiation dose may be used for feedback control of the radiation therapy device 7. That is, the radiation emitted from the radiation therapy device 7 may be controlled so as to obtain an appropriate radiation dose based on the difference between the measured radiation dose and the radiation dose determined in the treatment plan. Further, by displaying the measurement amount obtained in real time on the display, the radiation dose received by the patient can be monitored at the time of radiotherapy, so whether or not the patient 6 is actually receiving radiation on the spot. In addition, the irradiation can be stopped when the patient 6 receives a desired radiation dose.
以上、本発明のシステムおよびシンチレーターを中心に説明してきたが、以下では、放射線の照射によって生体が受けた放射線量をリアルタイムに測定する方法を中心に説明する。かかる方法は、
（ｉ）シンチレーターが埋め込まれた生体領域に対して放射線を照射する工程、
（ｉｉ）工程（ｉ）の照射でシンチレーターから発せられる蛍光を生体外にて検知する工程、および
（ｉｉｉ）工程（ｉｉ）で検知された蛍光の蛍光強度に基づいて、放射線の照射によって生体が受けた放射線量を求める工程
を含んで成る。
The system and scintillator of the present invention have been described above, but the following description will focus on a method for measuring the radiation dose received by a living body by radiation irradiation in real time. Such a method is
(I) irradiating a living body region in which the scintillator is embedded;
(Ii) a step of detecting fluorescence emitted from the scintillator by irradiation in step (i) outside the living body, and (iii) based on the fluorescence intensity of the fluorescence detected in step (ii), the living body is irradiated with radiation. Determining the amount of radiation received.
工程（ｉ）では、シンチレーターが埋め込まれた生体領域に対して放射線が照射される。照射される放射線の種類は、特に制限はないものの、癌治療などの一般の放射線治療に使用される電離放射線が好ましい。そのような電離放射線としては、Ｘ線、γ線、電子線、陽子線または重粒子線などを挙げることができる。同様に、本発明の方法を放射線治療に用いる場合には「シンチレーターが埋め込まれた生体領域」は、患者の悪性腫瘍領域またはその近傍領域（例えば、かかる悪性腫瘍領域等の病巣部と接触している領域）となり得る。埋め込まれているシンチレーターは上記で例示したような放射線が照射されると蛍光を発するものである。特に、生じる蛍光が、赤外領域の波長を有していることが好ましい。具体的なシンチレーターについては、上記の本発明のシステムに関連して説明しているので、重複を避けるべく説明を省略する。 In step (i), radiation is applied to the living body region in which the scintillator is embedded. Although there is no restriction | limiting in particular in the kind of irradiated radiation, Ionizing radiation used for general radiotherapy, such as cancer treatment, is preferable. Examples of such ionizing radiation include X-rays, γ-rays, electron beams, proton beams, heavy particle beams, and the like. Similarly, when the method of the present invention is used for radiation therapy, the “biological region in which the scintillator is embedded” refers to a patient's malignant tumor region or a region near the malignant region (for example, such a malignant tumor region or the like in contact with a lesion) Area). The embedded scintillator emits fluorescence when irradiated with radiation as exemplified above. In particular, it is preferable that the generated fluorescence has a wavelength in the infrared region. Since the specific scintillator has been described in relation to the system of the present invention, the description is omitted to avoid duplication.
工程（ｉｉ）では、工程（ｉ）の照射によってシンチレーターから発せられる蛍光が生体外で検知される。蛍光の検知には、特に制限はなく、例えば検出された蛍光を電流信号または電気信号として取り出すことができるフォトダイオード（例えば、Ｓｉフォトダイオード、ＩｎＧａＡｓフォトダイオードもしくはＧｅフォトダイオード）またはＣＣＤカメラ（Ｓｉ系のＣＣＤカメラ）などを用いることができる。尚、取り出した信号が小さい場合には信号の増幅処理を行ってもよい。 In step (ii), the fluorescence emitted from the scintillator by the irradiation in step (i) is detected outside the living body. The fluorescence detection is not particularly limited, and for example, a photodiode (for example, a Si photodiode, an InGaAs photodiode, or a Ge photodiode) that can extract the detected fluorescence as a current signal or an electric signal, or a CCD camera (Si-based). CCD camera) can be used. If the extracted signal is small, signal amplification processing may be performed.
工程（ｉｉｉ）では、工程（ｉｉ）で検知された蛍光の蛍光強度に基づいて、放射線の照射によって生体が受けた放射線量が求められる。具体的には、例えば電流信号または電気信号として取り出した蛍光の蛍光強度から放射線量が算出される。放射線量の算出は、シンチレーターから生じる蛍光の蛍光強度Ｉと生体が受けた放射線量Ｑとの相関関係（Ｑ＝ｆｎ（Ｉ））に関する検量線（図２参照）を用いて、マイクロプロセッサやデジタルシグナルプロセッサ等を含んだコンピュータシステムで作動するソフトウェア上で実現することができる（尚、検量線自体は予め得ておく必要がある）。 In step (iii), based on the fluorescence intensity detected in step (ii), the amount of radiation received by the living body by radiation irradiation is obtained. Specifically, for example, the radiation dose is calculated from the fluorescence intensity of the fluorescence extracted as a current signal or an electric signal. The radiation dose is calculated using a calibration curve (see FIG. 2) regarding the correlation (Q = fn (I)) between the fluorescence intensity I of the fluorescence generated from the scintillator and the radiation dose Q received by the living body. It can be realized on software operating on a computer system including a signal processor or the like (note that the calibration curve itself needs to be obtained in advance).
本発明の方法では、必要に応じて、測定された放射線量に基づいて放射線発生装置からの放射線を制御することができる。従って、本発明の方法を放射線治療に用いた場合では、治療計画で定められた放射線量が照射された時点で放射線の照射を停止することができ、過照射などの医療事故を防ぐことができる。 In the method of the present invention, the radiation from the radiation generating apparatus can be controlled based on the measured radiation dose as necessary. Therefore, when the method of the present invention is used for radiation therapy, radiation irradiation can be stopped when a radiation dose determined in the treatment plan is irradiated, and medical accidents such as over-irradiation can be prevented. .
以上、本発明の実施形態について説明してきたが、本発明はこれに限定されず、種々の改変がなされ得ることを当業者は容易に理解されよう。 Although the embodiments of the present invention have been described above, the present invention is not limited thereto, and those skilled in the art will readily understand that various modifications can be made.
例えば、本発明に係るシンチレーターは、放射線の照射により蛍光を発するものであるが、短い時間でエネルギーを放射する「蛍光」に限定されず、比較的長い時間にわたってエネルギーを放射する「燐光」を発するシンチレーターであってもかまわない。 For example, the scintillator according to the present invention emits fluorescence when irradiated with radiation, but is not limited to “fluorescence” that emits energy in a short time, and emits “phosphorescence” that emits energy over a relatively long time. It may be a scintillator.
また、本発明に係るシステムおよび方法で測定されるものは、生体（特に人体）が受けた放射線量であるが、必ずしもこれに限定されず、生体以外の物質・材料などが受けた放射線量も同様に測定することができる。 Further, what is measured by the system and method according to the present invention is the radiation dose received by the living body (particularly the human body), but is not necessarily limited thereto, and the radiation dose received by substances / materials other than the living body is also included. It can be measured similarly.
以下の実施例１および実施例２では、シンチレーターから発せられる蛍光の蛍光強度に基づいて、生体が受けた放射線量を測定できることを確認した。 In Example 1 and Example 2 below, it was confirmed that the radiation dose received by the living body could be measured based on the fluorescence intensity of the fluorescence emitted from the scintillator.
《実施例１》
シンチレーター材料の調製
実施例１ではＡｌ２Ｏ３：Ｃｒの化学組成から成る粉末形態のシンチレーター材料を用いた。かかるシンチレーター材料は固相溶解法で調製した。つまり、水酸化アルミニウム０．９７ｍｏｌと酸化クロム０．０１５ｍｏｌをボールミルで混合し、その後、大気中で１７００℃の温度で１２時間焼成を行うことで粉末形態のシンチレーター材料（平均粒径：２．０ｍｍ）を調製した。
Example 1
Preparation of scintillator material In Example 1, a scintillator material in the form of a powder having a chemical composition of Al 2 O 3 : Cr was used. Such a scintillator material was prepared by a solid phase dissolution method. That is, 0.97 mol of aluminum hydroxide and 0.015 mol of chromium oxide were mixed by a ball mill, and then fired in air at a temperature of 1700 ° C. for 12 hours to obtain a powder scintillator material (average particle size: 2.0 mm ) Was prepared.
蛍光特性および蛍光強度の確認試験
実施例１では、図４に示すような実験装置を用いた。まず、Ａｌ２Ｏ３：Ｃｒの化学組成から成る粉末形態のシンチレーター材料８をマイクロチューブ９に０．５ｍＬ仕込んだ。次いで、放射線治療器リニアックから４Ｇｙ／分の線量率で放射されるＸ線をシンチレーター材料に照射した。そして、シンチレーター材料８から１．５ｍ離れて配置されているＣＣＤカメラ１０（浜松ホトニクス製冷却型ＣＣＤカメラ、Ｃ−９２９９）でシンチレーター材料８から発せられた蛍光の蛍光強度を測定すると共に、分光計１１（オーシャンオプティクス社製ＵＳＢ２０００）で蛍光の分光特性を測定した。図５にＣＣＤカメラから得られた画像を示し、図６に生じた蛍光の分光スペクトルの結果を示す。また、図７には、Ｘ線照射時間とＣＣＤカメラで捕らえられた蛍光の発光量との関係を示す。
Fluorescence characteristics and fluorescence intensity confirmation test In Example 1, an experimental apparatus as shown in FIG. 4 was used. First, 0.5 mL of a scintillator material 8 in a powder form having a chemical composition of Al 2 O 3 : Cr was charged into a microtube 9. Subsequently, the scintillator material was irradiated with X-rays emitted from the radiotherapy device linac at a dose rate of 4 Gy / min. The fluorescence intensity of the fluorescence emitted from the scintillator material 8 is measured by a CCD camera 10 (Hamamatsu Photonics cooled CCD camera, C-9299) arranged 1.5 m away from the scintillator material 8, and a spectrometer 11 (Ocean Optics USB2000) was used to measure the spectral characteristics of fluorescence. FIG. 5 shows an image obtained from the CCD camera, and FIG. 6 shows the result of the spectrum of the fluorescence generated. FIG. 7 shows the relationship between the X-ray irradiation time and the amount of fluorescence emitted by the CCD camera.
図５の結果からは、シンチレーターから発せられる蛍光をＣＣＤカメラで検知できることが確認され、図６の結果からは、蛍光のピーク波長が約７００ｎｍであり、蛍光が近赤外領域またはそれに近い領域の波長を有するものであることが分かった。また、図７においては、照射時間Ｔ[分]（但し図７では[秒]で示している）に放射線治療器から発せられる放射線の線量率Ｒ[４Ｇｙ／分]を乗じることによって照射エネルギーＥ（Ｅ＝Ｔ×Ｒ）が求められることから、照射エネルギーＥと蛍光強度Ｉとの相関関係Ａ（Ｅ＝ｆｎＡ（Ｉ））を得ることができ、その結果、生体に埋め込まれたシンチレーターから生じる蛍光の蛍光強度Ｉと生体が受けた放射線量Ｑとの相関関係（Ｑ＝ｆｎ（Ｉ））を得ることができることが示唆された。 From the result of FIG. 5, it was confirmed that the fluorescence emitted from the scintillator can be detected by a CCD camera. From the result of FIG. 6, the peak wavelength of the fluorescence is about 700 nm, and the fluorescence is in the near infrared region or a region near it. It was found to have a wavelength. In FIG. 7, the irradiation energy E is obtained by multiplying the irradiation time T [minutes] (indicated by [seconds] in FIG. 7) by the radiation dose rate R [4 Gy / minute] emitted from the radiation therapy device. Since (E = T × R) is required, the correlation A (E = fn A (I)) between the irradiation energy E and the fluorescence intensity I can be obtained, and as a result, from the scintillator embedded in the living body. It was suggested that a correlation (Q = fn (I)) between the fluorescence intensity I of the generated fluorescence and the radiation dose Q received by the living body can be obtained.
《実施例２》
シンチレーター材料の調製
実施例２ではＬａＰＯ４：（Ｎｄ，Ｙｂ）の化学組成から成る粉末形態のシンチレーター材料を用いた。かかるシンチレーター材料は固相溶解法で調製した。つまり、酸化ランタン０．８ｍｏｌ、酸化ネオジウム０．０１ｍｏｌ、酸化イッテリビウム０．０１ｍｏｌおよび第一リン酸ナトリウム５ｍｏｌを自動乳鉢で１時間混合し、その後、１０００℃の温度で大気中焼成した。その後、水洗を繰り返すことで余剰のリン酸とナトリウムの化合物を除去することで粉末形態のシンチレーター材料（平均粒径：１．０ｍｍ）を調製した。
Example 2
Preparation of scintillator material In Example 2, a scintillator material in the form of a powder having a chemical composition of LaPO 4 : (Nd, Yb) was used. Such a scintillator material was prepared by a solid phase dissolution method. That is, 0.8 mol of lanthanum oxide, 0.01 mol of neodymium oxide, 0.01 mol of ytterbium oxide and 5 mol of sodium monophosphate were mixed in an automatic mortar for 1 hour, and then fired in the atmosphere at a temperature of 1000 ° C. Then, the scintillator material (average particle diameter: 1.0 mm) of a powder form was prepared by removing the excess phosphoric acid and sodium compound by repeating washing with water.
蛍光特性および蛍光強度の確認試験
実施例２では、図８に示すような実験装置を用いた。まず、ＬａＰＯ４：（Ｎｄ，Ｙｂ）の化学組成から成る粉末形態のシンチレーター材料８をマイクロチューブ９に０．４ｍＬ仕込んだ。次いで、放射線治療器リニアックから４Ｇｙ／分の線量率で放射されるＸ線をシンチレーター材料８に照射した。そして、光ファイバー１２を介して得られたシンチレーター材料８から発せられた蛍光を、ＰＤ１４（Ｓｉフォトダイオード、浜松ホトニクス社製Ｓ９２５−１５）で検知すると共に、分光計（オーシャンオプティクス社製ＵＳＢ２０００）で蛍光の分光特性を測定した。図９に蛍光の分光スペクトルの結果を示し、図１０に、Ｘ線照射時間とシンチレーター光量（蛍光強度）との関係を示す。
Confirmation test of fluorescence characteristics and fluorescence intensity In Example 2, an experimental apparatus as shown in FIG. 8 was used. First, 0.4 mL of a scintillator material 8 in a powder form having a chemical composition of LaPO 4 : (Nd, Yb) was charged into a microtube 9. Next, the scintillator material 8 was irradiated with X-rays emitted from the radiotherapy device linac at a dose rate of 4 Gy / min. Then, the fluorescence emitted from the scintillator material 8 obtained through the optical fiber 12 is detected by the PD 14 (Si photodiode, S925-15 manufactured by Hamamatsu Photonics), and is also detected by the spectrometer (USB 2000 manufactured by Ocean Optics). The spectral characteristics of were measured. FIG. 9 shows the result of the fluorescence spectrum, and FIG. 10 shows the relationship between the X-ray irradiation time and the scintillator light amount (fluorescence intensity).
図９の結果から、蛍光のピーク波長が約９５０ｎｍであり、蛍光が赤外領域（特に近赤外領域）の波長を有するものであることが分かった。また、図１０においては、実施例１の場合と同様に、照射時間Ｔ[分]（但し図１０は[秒]で示している）に放射線治療器から発せられる放射線の線量率Ｒ[４Ｇｙ／分]を乗じることによって照射エネルギーＥ（Ｅ＝Ｔ×Ｒ）が求められることから、照射エネルギーＥと蛍光強度Ｉとの相関関係Ａ（Ｅ＝ｆｎＡ（Ｉ））を得ることができ、その結果、生体に埋め込まれたシンチレーターから生じる蛍光の蛍光強度Ｉと生体が受けた放射線量Ｑとの相関関係（Ｑ＝ｆｎ（Ｉ））を得ることができることが示唆された。 From the results of FIG. 9, it was found that the peak wavelength of fluorescence is about 950 nm, and the fluorescence has a wavelength in the infrared region (particularly the near infrared region). In addition, in FIG. 10, as in the case of Example 1, the dose rate R [4 Gy / of radiation emitted from the radiation therapy device during the irradiation time T [minutes] (however, FIG. 10 indicates [seconds]). Since the irradiation energy E (E = T × R) is obtained by multiplying by [min], a correlation A (E = fn A (I)) between the irradiation energy E and the fluorescence intensity I can be obtained. As a result, it was suggested that a correlation (Q = fn (I)) between the fluorescence intensity I of the fluorescence generated from the scintillator embedded in the living body and the radiation dose Q received by the living body can be obtained.
実施例１および実施例２の結果をまとめると次のようになる。本発明に係るシンチレーターから発せられる蛍光は、赤外領域・近赤外領域の波長を有するものであるために、生体構成物質による吸収および／または散乱が比較的少ないものである。従って、生体内に埋め込まれたシンチレーターから生じた蛍光は、生体外へと放射され、生体外で検知することができる。 The results of Example 1 and Example 2 are summarized as follows. Since the fluorescence emitted from the scintillator according to the present invention has a wavelength in the infrared region / near infrared region, absorption and / or scattering by the biological constituent material is relatively small. Therefore, the fluorescence generated from the scintillator embedded in the living body is emitted outside the living body and can be detected outside the living body.
《実施例３》
本発明に係るシンチレーターから発せられる蛍光が、生体を通過して生体外へと放射され、生体外で検知できることを確認するために試験を行った。具体的には「生体」として、筋肉、血液、脂肪等が不均一に存在する点で人体により近いと考えられる豚肉を用い、かかる豚肉を通過した蛍光の蛍光強度とＸ線照射時間との相関関係を得た。
Example 3
A test was conducted to confirm that the fluorescence emitted from the scintillator according to the present invention was emitted outside the living body through the living body and could be detected outside the living body. Specifically, as the “living body”, pork that is considered to be closer to the human body in terms of non-uniformity of muscle, blood, fat, etc. is used, and the correlation between the fluorescence intensity of the fluorescence passing through the pork and the X-ray irradiation time Got a relationship.
シンチレーター材料の調製
実施例３ではＡｌ２Ｏ３：Ｃｒの化学組成から成る粉末形態のシンチレーター材料を用いた。かかるシンチレーター材料は、実施例１および実施例２と同様、固相溶解法で調製した。即ち、水酸化アルミニウム０．９７ｍｏｌと酸化クロム０．０１５ｍｏｌとをボールミルで混合し、その後、大気中で１７００℃の温度で１２時間焼成を行うことで粉末形態のシンチレーター材料（平均粒径：２．０ｍｍ）を調製した。
Preparation of scintillator material In Example 3, a scintillator material in the form of a powder having a chemical composition of Al 2 O 3 : Cr was used. Such a scintillator material was prepared by the solid-phase dissolution method as in Example 1 and Example 2. That is, 0.97 mol of aluminum hydroxide and 0.015 mol of chromium oxide were mixed by a ball mill, and then fired in the atmosphere at a temperature of 1700 ° C. for 12 hours to obtain a powder scintillator material (average particle size: 2. 0 mm) was prepared.
豚肉
試験に用いた豚肉として、厚みが２ｃｍの豚肉片および厚みが３ｃｍの豚肉片を用いた。尚、かかる豚肉片は常温で用いた。
As pork used for the pork test, a pork piece having a thickness of 2 cm and a pork piece having a thickness of 3 cm were used. Such pork pieces were used at room temperature.
実施例３で使用した実験装置を図１１（ａ）および（ｂ）に示す。図１１（ａ）に示す装置は、豚肉を通過した蛍光の蛍光強度を測定するのに使用し、図１１（ｂ）に示す装置は、豚肉を通過した蛍光のスペクトルを測定するのに使用した。 The experimental apparatus used in Example 3 is shown in FIGS. 11 (a) and 11 (b). The apparatus shown in FIG. 11 (a) was used to measure the fluorescence intensity of fluorescence that passed through pork, and the apparatus shown in FIG. 11 (b) was used to measure the spectrum of fluorescence that passed through pork. .
（Ｉ）蛍光強度測定
図１１（ａ）に示すように、豚肉片１５の近傍に配置したシンチレーター材料８に対してＸ線を照射して蛍光を発生させ、「豚肉片１５を通過した後の蛍光」をＣＣＤカメラ１０で捕らえることによって、かかる蛍光の蛍光強度を測定した。具体的には、まず、Ａｌ２Ｏ３：Ｃｒの化学組成から成る球体（直径２ｍｍφ）のシンチレーター材料８を１．５ｍｌマイクロチューブ９に０．５ｍＬの高さまで仕込んだ。また、豚肉片１５はシンチレーター材料８の入ったマイクロチューブ９に密着させるように配置した。次いで、放射線治療器リニアックから４Ｇｙ／分の線量率で放射されるＸ線をシンチレーター材料８に上方から照射した。豚肉片１５を通過した後の蛍光は、豚肉片１５から略水平方向に１７０ｃｍ離隔したＣＣＤカメラ１０（浜松ホトニクス製冷却型ＣＣＤカメラ、Ｃ−４８８０）で撮影し、得られたデータをＰＣ１９ａで処理することによって、かかる蛍光の蛍光強度を測定した。
(I) Measurement of fluorescence intensity As shown in FIG. 11 (a), the scintillator material 8 arranged in the vicinity of the pork piece 15 is irradiated with X-rays to generate fluorescence, and “after passing through the pork piece 15” By capturing “fluorescence” with the CCD camera 10, the fluorescence intensity of the fluorescence was measured. Specifically, first, a sphere (diameter 2 mmφ) scintillator material 8 having a chemical composition of Al 2 O 3 : Cr was charged into a 1.5 ml microtube 9 to a height of 0.5 mL. Further, the pork piece 15 was arranged so as to be in close contact with the microtube 9 containing the scintillator material 8. Subsequently, the scintillator material 8 was irradiated from above with X-rays emitted from the radiotherapy device linac at a dose rate of 4 Gy / min. The fluorescence after passing through the pork piece 15 was photographed with a CCD camera 10 (Hamamatsu Photonics cooled CCD camera, C-4880) separated from the pork piece 15 in a substantially horizontal direction by 170 cm, and the obtained data was processed by the PC 19a. The fluorescence intensity of such fluorescence was measured.
（II）蛍光のスペクトル測定
図１１（ｂ）に示すように、豚肉片１５の近傍に配置したシンチレーター材料８に対してＸ線を照射して蛍光を発生させ、豚肉片１５を通過した後の蛍光のスペクトルを分光器１８を用いて測定した。具体的には、上記の「蛍光強度測定」と同様、１．５ｍｌマイクロチューブ９に０．５ｍＬの高さまで仕込んだ「Ａｌ２Ｏ３：Ｃｒの化学組成から成る球体（直径２ｍｍφ）のシンチレーター材料８」を用いると共に、かかるマイクロチューブ９に密着させた豚肉片１５を用いた。このようなシンチレーター材料８に対して、放射線治療器リニアックから４Ｇｙ／分の線量率で放射されるＸ線を上方から照射した。豚肉片１５を通過した後の蛍光は、光ファイバー１７によって分光器１８（ＳＰ２３００ｉ＋ＰＩＸＩＳ１００Ｂ; Ｐｒｉｎｃｅｔｏｎ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ製）へと導き、得られた分光データをＰＣ１９ｂで処理することによって、かかる蛍光の分光スペクトルを得た。
(II) Measurement of fluorescence spectrum As shown in FIG. 11 (b), the scintillator material 8 disposed in the vicinity of the pork piece 15 is irradiated with X-rays to generate fluorescence, and after passing through the pork piece 15. The spectrum of fluorescence was measured using a spectrometer 18. Specifically, as in the above-mentioned “fluorescence intensity measurement”, a scintillator material of a sphere (diameter 2 mmφ) composed of a chemical composition of “Al 2 O 3 : Cr, charged to a 1.5 ml microtube 9 to a height of 0.5 mL” 8 ”and a pork piece 15 in close contact with the microtube 9 were used. The scintillator material 8 was irradiated from above with X-rays emitted from the radiotherapy device linac at a dose rate of 4 Gy / min. The fluorescence after passing through the pork piece 15 was guided to the spectroscope 18 (SP2300i + PIXIS100B; manufactured by Princeton Instruments) by the optical fiber 17, and the obtained spectrum data was processed by the PC 19b to obtain the spectrum of the fluorescence.
図１２にＣＣＤカメラから得られた画像を示す（豚肉片厚さ：２ｃｍ）。換言すれば、図１２は、２ｃｍ厚さの豚肉片を通過した後の蛍光をＣＣＤカメラで撮影した画像を示している。図１３には「豚肉片（２ｃｍ厚さ）を通過した蛍光の分光スペクトル」を示す。また、図１４には「豚肉片（２ｃｍ厚さ）を通過した蛍光の蛍光強度とＸ線照射時間との関係」を示す。 FIG. 12 shows an image obtained from a CCD camera (pork piece thickness: 2 cm). In other words, FIG. 12 shows an image obtained by photographing the fluorescence after passing through a piece of pork having a thickness of 2 cm with a CCD camera. FIG. 13 shows a “spectral spectrum of fluorescence passing through a piece of pork (2 cm thick)”. FIG. 14 shows the “relationship between the fluorescence intensity of the fluorescence that has passed through the pork piece (2 cm thickness) and the X-ray irradiation time”.
図１２の結果からは、豚肉片を介して場合であってもシンチレーターから発せられる蛍光をＣＣＤカメラで検知できることが確認できた。即ち、生体内のシンチレーターから発せられる蛍光を生体外で検知できることが示された。また、図１３の結果からは、蛍光のピーク波長が約７００ｎｍであり、豚肉を通過した後の蛍光が近赤外領域またはそれに近い領域の波長を有するものであり、実施例１と同様であることが分かった。また、図１４の結果からは、実施例１および実施例２の場合と同様に、照射時間Ｔ[分]（但し図１４は[秒]で示している）に放射線の線量率Ｒ[４Ｇｙ／分]を乗じることによって照射エネルギーＥ（Ｅ＝Ｔ×Ｒ）を求めることができ、照射エネルギーＥと蛍光強度Ｉとの相関関係Ａ（Ｅ＝ｆｎＡ（Ｉ））を得ることができることが示された。従って、シンチレーターから生じる蛍光の蛍光強度Ｉと放射線量Ｑとの相関関係（Ｑ＝ｆｎ（Ｉ））を得ることができ、蛍光強度から放射線量を測定できることが示された。 From the result of FIG. 12, it was confirmed that the fluorescence emitted from the scintillator can be detected by the CCD camera even through the pork piece. That is, it was shown that the fluorescence emitted from the scintillator in the living body can be detected outside the living body. Moreover, from the result of FIG. 13, the peak wavelength of the fluorescence is about 700 nm, and the fluorescence after passing through the pork has a wavelength in the near infrared region or a region close thereto, which is the same as in Example 1. I understood that. Further, from the result of FIG. 14, as in the case of Example 1 and Example 2, the radiation dose rate R [4 Gy / at the irradiation time T [minutes] (however, FIG. 14 shows [seconds]). It is shown that the irradiation energy E (E = T × R) can be obtained by multiplying [min], and the correlation A (E = fn A (I)) between the irradiation energy E and the fluorescence intensity I can be obtained. It was done. Therefore, it was shown that the correlation (Q = fn (I)) between the fluorescence intensity I of the fluorescence generated from the scintillator and the radiation dose Q can be obtained, and the radiation dose can be measured from the fluorescence intensity.
以上より、シンチレーターから発せられる蛍光は生体を通過して生体外で検知することが可能であり、検知された蛍光の蛍光強度から放射線量を得ることが可能であることが実証された。従って、本発明の放射線量測定システムおよび放射線量測定方法においては、放射線の照射によって生体が受けた放射線量をリアルタイムに測定できることを理解されよう。 From the above, it was demonstrated that the fluorescence emitted from the scintillator can be detected outside the living body through the living body, and the radiation dose can be obtained from the fluorescence intensity of the detected fluorescence. Therefore, it will be understood that the radiation dose received by the living body by radiation irradiation can be measured in real time in the radiation dose measurement system and the radiation dose measurement method of the present invention.
本発明のシステムは、放射線治療に一般に用いられているライナックまたはリニアック等の放射線治療器と共に用いることができる。この場合、かかる放射線治療器の制御部分と連動させて用いることができ、過剰照射になれば放射線治療器からの放射線の発生を自動的に停止させることが可能となる。尚、本発明のシステムは、Ｘ線を始め、電子線、重粒子線などの種々の電離放射線の線量を測定することができるので、ライナックまたはリニアックのみならず、種々の放射線治療器に対しても利用され得る。 The system of the present invention can be used with a radiation therapy device such as linac or linac commonly used for radiation therapy. In this case, it can be used in conjunction with the control part of such a radiotherapy device, and if it is excessively irradiated, generation of radiation from the radiotherapy device can be automatically stopped. Since the system of the present invention can measure the dose of various ionizing radiations such as X-rays, electron beams, heavy particle beams, etc., not only linac or linac but also various radiotherapy devices. Can also be used.
１…本発明の放射線量測定システム、２…シンチレーター、３…蛍光検知手段、４…データ処理手段、５…生体、６…人体（患者）、７…放射線治療器（放射線発生装置）、８…調製したシンチレーター材料、９…マイクロチューブ、１０…ＣＣＤカメラ、１１…分光計、１２…光ファイバー、１３…鉛ブロック、１４…Ｓｉフォトダイオード、１５…豚肉片、１６…発泡スチロール製保持器具、１７…蛍光検出用光ファイバー １８…分光器１９ａ…ＣＣＤカメラ用のＰＣ、１９ｂ…分光器用のＰＣ DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Radiation dose measuring system of this invention, 2 ... Scintillator, 3 ... Fluorescence detection means, 4 ... Data processing means, 5 ... Living body, 6 ... Human body (patient), 7 ... Radiation therapy device (radiation generator), 8 ... Prepared scintillator material, 9 ... micro tube, 10 ... CCD camera, 11 ... spectrometer, 12 ... optical fiber, 13 ... lead block, 14 ... Si photodiode, 15 ... pork piece, 16 ... Styrofoam holder, 17 ... fluorescence Optical fiber for detection 18 ... Spectroscope 19a ... PC for CCD camera, 19b ... PC for spectroscope
Claims (19)
放射線が照射されると発光するシンチレーター、
前記シンチレーターから発せられる蛍光を検知する蛍光検知手段、および
検知された蛍光の蛍光強度から放射線量を求めるデータ処理手段
を有して成り、
前記シンチレーターは生体に埋め込まれて用いられ、前記シンチレーターが埋め込まれた生体領域に対して放射線を照射し、前記シンチレーターから発せられる蛍光を、生体外に設けた前記蛍光検知手段が検知することを特徴とする放射線量測定システム。 A radiation dose measurement system for measuring in real time the radiation dose received by a living body by radiation irradiation,
A scintillator that emits light when exposed to radiation,
Comprising fluorescence detection means for detecting fluorescence emitted from the scintillator, and data processing means for obtaining a radiation dose from the fluorescence intensity of the detected fluorescence,
The scintillator is used by being embedded in a living body, the living body region in which the scintillator is embedded is irradiated with radiation, and the fluorescence emitted from the scintillator is detected by the fluorescence detecting means provided outside the living body. Radiation dose measurement system.
（ｉ）シンチレーターが埋め込まれた生体領域に対して放射線を照射する工程、
（ｉｉ）工程（ｉ）の照射でシンチレーターから発せられる蛍光を生体外にて検知する工程、および
（ｉｉｉ）工程（ｉｉ）で検知された蛍光の蛍光強度に基づいて、生体が受けた放射線量を求める工程
を含んで成る放射線量測定方法。 A radiation dose measurement method for measuring in real time a radiation dose received by a living body by radiation irradiation,
(I) irradiating a living body region in which the scintillator is embedded;
(Ii) a step of detecting fluorescence emitted from the scintillator by irradiation in step (i) outside the living body, and (iii) a radiation dose received by the living body based on the fluorescence intensity of the fluorescence detected in step (ii) A radiation dose measuring method comprising a step of obtaining.
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Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2011050585A (en) * | 2009-09-02 | 2011-03-17 | Toshiba Corp | Particle beam irradiation apparatus and particle beam irradiation method |
| CN102424750A (en) * | 2011-10-20 | 2012-04-25 | 北京工商大学 | Tungstate near infrared quantum cutting material and preparation method and application thereof |
| CN102517006A (en) * | 2011-12-13 | 2012-06-27 | 昆明理工大学 | Three-dimensionally ordered porous upconversion luminescent material with CaZrO3 as matrix and preparation method thereof |
| JP2013183756A (en) * | 2012-03-06 | 2013-09-19 | Tohoku Univ | Dosimetry system and dosimetry method |
| WO2013184204A2 (en) * | 2012-03-22 | 2013-12-12 | Duke University | Linear-response nanocrystal scintillators and methods of using the same |
| JP2014094996A (en) * | 2012-11-07 | 2014-05-22 | Oxide Corp | Scintillator material, scintillator, radiation detector, and medical equipment |
| WO2015124499A1 (en) * | 2014-02-18 | 2015-08-27 | Dosevue Nv | Locally injectable dosimetric organ spacer |
| WO2020185024A1 (en) * | 2019-03-14 | 2020-09-17 | 충남대학교 산학협력단 | Apparatus and method for measuring radiation dose distribution from nearby radiation source |
| US11219783B2 (en) | 2019-02-14 | 2022-01-11 | Siemens Healthcare Gmbh | Controlled irradiation of an object |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001000563A (en) * | 1999-05-06 | 2001-01-09 | Remon Medical Technologies Ltd | System and method for directing and monitoring radiation |
| JP2003082346A (en) * | 2001-09-13 | 2003-03-19 | Hitachi Chem Co Ltd | Phosphor composition |
| JP2005156158A (en) * | 2003-11-20 | 2005-06-16 | Japan Atom Energy Res Inst | In-situ highly durable and sensitive radiation irradiation area analyzing method using radio luminescence |
| JP2006010516A (en) * | 2004-06-25 | 2006-01-12 | Tohoku Univ | Intracorporeal embedded type real time micro dosimeter device, and measuring method |
-
2007
- 2007-07-23 JP JP2007190741A patent/JP2008049145A/en active Pending
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001000563A (en) * | 1999-05-06 | 2001-01-09 | Remon Medical Technologies Ltd | System and method for directing and monitoring radiation |
| JP2003082346A (en) * | 2001-09-13 | 2003-03-19 | Hitachi Chem Co Ltd | Phosphor composition |
| JP2005156158A (en) * | 2003-11-20 | 2005-06-16 | Japan Atom Energy Res Inst | In-situ highly durable and sensitive radiation irradiation area analyzing method using radio luminescence |
| JP2006010516A (en) * | 2004-06-25 | 2006-01-12 | Tohoku Univ | Intracorporeal embedded type real time micro dosimeter device, and measuring method |
Cited By (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2011050585A (en) * | 2009-09-02 | 2011-03-17 | Toshiba Corp | Particle beam irradiation apparatus and particle beam irradiation method |
| CN102000398A (en) * | 2009-09-02 | 2011-04-06 | 株式会社东芝 | Particle beam irradiation apparatus and particle beam irradiation method |
| US8334509B2 (en) | 2009-09-02 | 2012-12-18 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Particle beam irradiation apparatus and particle beam irradiation method |
| DE102010036046B4 (en) * | 2009-09-02 | 2013-02-28 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Particle beam irradiation apparatus and particle beam irradiation method |
| CN102000398B (en) * | 2009-09-02 | 2014-05-07 | 株式会社东芝 | Particle beam irradiation apparatus and particle beam irradiation method |
| CN102424750A (en) * | 2011-10-20 | 2012-04-25 | 北京工商大学 | Tungstate near infrared quantum cutting material and preparation method and application thereof |
| CN102517006A (en) * | 2011-12-13 | 2012-06-27 | 昆明理工大学 | Three-dimensionally ordered porous upconversion luminescent material with CaZrO3 as matrix and preparation method thereof |
| JP2013183756A (en) * | 2012-03-06 | 2013-09-19 | Tohoku Univ | Dosimetry system and dosimetry method |
| WO2013184204A3 (en) * | 2012-03-22 | 2014-03-06 | Duke University | Linear-response nanocrystal scintillators and methods of using the same |
| WO2013184204A2 (en) * | 2012-03-22 | 2013-12-12 | Duke University | Linear-response nanocrystal scintillators and methods of using the same |
| US9618632B2 (en) | 2012-03-22 | 2017-04-11 | Duke University | Linear-response nanocrystal scintillators and methods of using the same |
| US10061037B2 (en) | 2012-03-22 | 2018-08-28 | Duke University | Linear-response nanocrystal scintillators and methods of using the same |
| JP2014094996A (en) * | 2012-11-07 | 2014-05-22 | Oxide Corp | Scintillator material, scintillator, radiation detector, and medical equipment |
| WO2015124499A1 (en) * | 2014-02-18 | 2015-08-27 | Dosevue Nv | Locally injectable dosimetric organ spacer |
| US10188876B2 (en) | 2014-02-18 | 2019-01-29 | Dosevue Nv | Locally injectable dosimetric organ spacer |
| US11219783B2 (en) | 2019-02-14 | 2022-01-11 | Siemens Healthcare Gmbh | Controlled irradiation of an object |
| WO2020185024A1 (en) * | 2019-03-14 | 2020-09-17 | 충남대학교 산학협력단 | Apparatus and method for measuring radiation dose distribution from nearby radiation source |
| US11880003B2 (en) | 2019-03-14 | 2024-01-23 | The Industry & Academic Cooperation In Chungnam National University (Iac) | Apparatus and method for measuring distribution of radiation dose from brachytherapy radiation source |
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