JPH0727077B2 - Radiation generator - Google Patents
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- JPH0727077B2 JPH0727077B2 JP6690489A JP6690489A JPH0727077B2 JP H0727077 B2 JPH0727077 B2 JP H0727077B2 JP 6690489 A JP6690489 A JP 6690489A JP 6690489 A JP6690489 A JP 6690489A JP H0727077 B2 JPH0727077 B2 JP H0727077B2
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 この発明は、放射線発生装置のＸ線出力エネルギーのイ
ンタロツク装置に関するものである。The present invention relates to an interlock device for X-ray output energy of a radiation generator.
〔従来の技術〕 第４図は例えば特開昭55−133800号公報に示された従来
の放射線発生装置の構成を示すブロツク図である。[Prior Art] FIG. 4 is a block diagram showing a configuration of a conventional radiation generator disclosed in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 55-133800.
第４図において、（21）は電子ビームを発生する電子
銃、（22）は電子ビームを加速する加速管、（23）は加
速された電子ビームを偏向するための偏向系である。
（18）は電子ビームにより放射線を発生する放射線発生
機構、（19）は発生した放射線である。（１）は放射線
の出力をモニタするための検出器、（24）は検出された
放射線強度に比例する電気信号の増幅器、（50）は放射
線出力強度の表示部、（25）は発生した放射線量を計測
するための積算回路、（26）は積算放射線量の表示部で
ある。（27）は放射線の出力強度を設定するための出力
設定機構、（28）は出力安定化回路、（29）はパルスト
リガ発生器、（30）は高電圧パルス変調器、（31a），
（31b）は各々パルストランスで、（32）は大電力マイ
クロ波発生部である。（33）は照射すべき放射線の積算
量を設定する積算放射線設定機構、（34）は積算回路
（25）の出力値が積算放射線設定機構（33）で指定され
た値に達しているかどうかを判定する比較器で、第４図
の例では積算回路（25）の出力値が積算放射線設定機構
（33）の指定した値未満である時に比較器（34）は論理
回路の“1"出力とし、積算回路（25）の出力値が積算放
射線設定機構（33）の指定値以上になると“0"出力とす
る。（35）は放射線の発生する継続時間の最大値を設定
する時間設定機構、（36）は放射線発生と同時に時間を
計測するタイマ機構、（37）は放射線発生の時間の表示
部である。（38）は（34）と同様の比較器であるが、タ
イマ機構（36）の出力が、時間設定機構（35）により指
定された値未満の時“1"出力となり、（36）の出力値が
（35）の指定値以上になると“0"出力となる。（39）は
放射線発生のON/OFFを行うスイツチ機構である。放射線
発生ONで“1"出力となる。スイツチ機構（39）により放
射線発生が装置に指示されると、タイマ機構（36）は時
間計測を開始する。（40）は放射線発生のシーケンス部
で、ここではAND回路として示してある。即ち、比較器
（34）および（38）の出力が共に“1"の時スイツチ機構
により放射線発生をONにすると（40）の出力は“1"とな
り、比較器の出力が“0"となると同時に（40）出力は
“0"となる。In FIG. 4, (21) is an electron gun for generating an electron beam, (22) is an accelerating tube for accelerating the electron beam, and (23) is a deflection system for deflecting the accelerated electron beam.
(18) is a radiation generation mechanism that generates radiation by an electron beam, and (19) is the generated radiation. (1) is a detector for monitoring the output of radiation, (24) is an amplifier of an electric signal proportional to the detected radiation intensity, (50) is a display unit of the radiation output intensity, (25) is generated radiation An integrating circuit for measuring the dose, and (26) is a display unit for displaying the integrated radiation dose. (27) is an output setting mechanism for setting the output intensity of radiation, (28) is an output stabilizing circuit, (29) is a pulse trigger generator, (30) is a high voltage pulse modulator, (31a),
(31b) is a pulse transformer, and (32) is a high-power microwave generator. (33) is a cumulative radiation setting mechanism that sets the cumulative dose of radiation to be irradiated, and (34) indicates whether the output value of the cumulative circuit (25) has reached the value specified by the cumulative radiation setting mechanism (33). In the comparator for judgment, in the example of FIG. 4, when the output value of the integrating circuit (25) is less than the value specified by the integrating radiation setting mechanism (33), the comparator (34) outputs “1” of the logic circuit. When the output value of the integrating circuit (25) exceeds the value specified by the integrated radiation setting mechanism (33), "0" is output. (35) is a time setting mechanism for setting the maximum value of the duration of radiation generation, (36) is a timer mechanism for measuring the time at the same time as the radiation generation, and (37) is a display unit for the time of radiation generation. (38) is the same comparator as (34), but when the output of the timer mechanism (36) is less than the value specified by the time setting mechanism (35), it becomes "1" output, and the output of (36) When the value exceeds the value specified in (35), "0" is output. (39) is a switch mechanism for turning on / off the radiation generation. Outputs "1" when radiation is turned on. When the switch mechanism (39) instructs the apparatus to generate radiation, the timer mechanism (36) starts time measurement. (40) is a sequence part of radiation generation, which is shown as an AND circuit here. That is, when the output of the comparators (34) and (38) are both "1" and the radiation generation is turned on by the switch mechanism, the output of (40) becomes "1" and the output of the comparator becomes "0". At the same time, the (40) output becomes "0".
（41）は放射線発生装置の放射線発生をON/OFF制御する
制御部である。（42）は他の部分との関連を図示してい
ないが、放射線発生を行う前に前回の放射線発生によ
り、表示部（26），（37）の表示を初期値にリセツト
し、かつ（25），（37）の回路に前回の放射線発生によ
り値がホールドされていればこれも初期値にリセツトす
る、リセツト機構である。(41) is a control unit for controlling ON / OFF of radiation generation of the radiation generator. Although (42) does not show the relation with other parts, the display of the display units (26) and (37) is reset to the initial value by the previous radiation generation before radiation generation, and (25 ), (37) is a reset mechanism that resets the value to the initial value if the value was held by the previous radiation generation.
（43）は出力設定機構（27）により定められる計画放射
線出力と、検出器（１）により検出され、そして増幅器
（24）により増幅された出力放射線との比を演算する除
算器、（44）は除算器（30）の出力の上限値を定める許
容上限設定器、（45）は除算器（43）の下限値を定める
許容下限設定器、（46），（47）は比較器で、（46）は
除算器（43）の出力が、許容上限設定器（44）で定めら
れる値よりも小さい時、論理回路出力“1"を出力し、
（47）は除算器（43）の出力が許容下限設定器（45）よ
りも大きい値の時“1"の論理回路出力となる、比較器
（46），（47）は以上述べた場合の他は論理回路出力
“0"となる。（48）はAND回路で、比較器（46），（4
7）の双方が同時に“1"となる時、論理回路出力“1"と
なり、制御部（41）の“ON"ゲートを開く機能を有す
る。(43) is a divider for calculating a ratio between the planned radiation output determined by the output setting mechanism (27) and the output radiation detected by the detector (1) and amplified by the amplifier (24), (44) Is an allowable upper limit setting device that determines the upper limit value of the output of the divider (30), (45) is an allowable lower limit setting device that determines the lower limit value of the divider (43), and (46) and (47) are comparators. 46) outputs the logic circuit output “1” when the output of the divider (43) is smaller than the value set by the allowable upper limit setter (44),
(47) becomes the logic circuit output of "1" when the output of the divider (43) is larger than the allowable lower limit setter (45). The comparators (46), (47) are Others have logic circuit output “0”. (48) is an AND circuit, and comparators (46), (4
When both 7) become "1" at the same time, the logic circuit output becomes "1", and it has a function of opening the "ON" gate of the control section (41).
次いで動作について説明する。放射線パルスについて制
御すべき項目に 積算放射線量 放射線出力強度 放射線出力エネルギー の３項目がある。第５図は放射線パルスの具体的な形状
を表わし、第６図は第５図の時間軸を圧縮したものであ
る。第５図および第６図において、放射線出力強度（5
5）は放射線パルス１パルス当りの面積である。Next, the operation will be described. There are three items to be controlled for radiation pulses: integrated radiation dose, radiation output intensity, and radiation output energy. FIG. 5 shows a concrete shape of the radiation pulse, and FIG. 6 shows a time axis of FIG. 5 compressed. In FIGS. 5 and 6, the radiation output intensity (5
5) is the area per pulse of radiation pulse.
放射線出力エネルギー（56）は放射線パルス（53）の瞬
時値を表わす。積算放射線量（54）は患者に対する通算
の照射線量を表わす。（57）は単位時間当りの照射線量
を表わす放射線出力線量率である。The radiation output energy (56) represents the instantaneous value of the radiation pulse (53). The cumulative radiation dose (54) represents the total exposure dose to the patient. (57) is the radiation output dose rate that represents the irradiation dose per unit time.
以下従来例について積算放射線量（54）と放射線出力強
度（55）の制御動作を説明する。第４図の例では放射線
発生装置を示しているが、出力安定化回路（28）の出力
により、パルストリガ発生器（29）によりパルスが発生
する。出力安定化回路（28）は放射線出力を安定化し、
この場合、パルス繰り返し周波数を制御することにより
放射線量の安定化が達成できるものとする。このパルス
トリガにより高電圧パルス変調器（30）が動作し高電圧
パルスが発生すると、パルストランス（31a），（31b）
の各々により所定の電圧に昇圧されて、電子銃（21）、
およびマイクロ波発生器（32）に印加され、電子ビーム
が発生すると同時に、大電力のマイクロ波が発生する。
加速管（22）で、電子ビームがマイクロ波により加速さ
れ、加速された電子ビームは、偏向系がある場合は偏向
系（23）により偏向されて、放射線発生機構（18）に入
射する。ここから放射線（19）が発生する。この放射線
（19）はパルス放射線であり、パルス幅＝５μ〜10μ秒
でこれを最大200〜300パルス／秒程度繰り返し発生させ
治療に用いることが一般的である。The control operation of the cumulative radiation dose (54) and the radiation output intensity (55) will be described below as to the conventional example. Although the radiation generator is shown in the example of FIG. 4, a pulse is generated by the pulse trigger generator (29) by the output of the output stabilizing circuit (28). The output stabilization circuit (28) stabilizes the radiation output,
In this case, the radiation dose can be stabilized by controlling the pulse repetition frequency. When the high voltage pulse modulator (30) is activated by this pulse trigger and a high voltage pulse is generated, pulse transformers (31a), (31b)
Each of the electron gun (21) is boosted to a predetermined voltage by
And a microwave is applied to the microwave generator (32) to generate an electron beam and simultaneously generate a high-power microwave.
In the accelerating tube (22), the electron beam is accelerated by the microwave, and the accelerated electron beam is deflected by the deflection system (23), if any, and enters the radiation generating mechanism (18). Radiation (19) is emitted from here. This radiation (19) is pulsed radiation, and is generally used for treatment by repetitively generating a maximum of about 200 to 300 pulses / sec with a pulse width of 5 to 10 μsec.
ここで前記（ａ）積算放射線量によるインタロツク動作
について説明する。この放射線（19）が検出器（１）に
より検出されるとその検出信号は増幅器（24）で増幅さ
れ、放射線出力強度表示部（50）において放射線の出力
強度を表示し、出力安定化回路（28）の入力となり、出
力設定機構（27）で設定された出力に安定化される帰還
回路を形成する。一方、増幅器（24）の出力は積算回路
（25）の入力となり、発生した放射線の積算値を演算
し、放射線量表示部（26）にこの値を表示している。Here, the interlocking operation based on the (a) integrated radiation dose will be described. When the radiation (19) is detected by the detector (1), the detection signal is amplified by the amplifier (24), the radiation output intensity display section (50) displays the radiation output intensity, and the output stabilization circuit ( It becomes the input of 28) and forms a feedback circuit which is stabilized to the output set by the output setting mechanism (27). On the other hand, the output of the amplifier (24) becomes the input of the integrating circuit (25), the integrated value of the generated radiation is calculated, and this value is displayed on the radiation dose display section (26).
積算放射線量設定機構で設定した放射線量に達し、ある
いは放射線発生時間を設定して、この時間に達した時放
射線の発生を停止する機能を以下に説明する。比較器
（34）では積算放射線設定機構（33）で設定された値以
上に積算回路（25）の出力値が達すると“0"出力を発生
する論理回路となつている。又同様に比較器（38）では
放射線発生時間設定機構（35）により設定された値以上
にタイマ機構（36）による放射線発生時間の値が達する
と“0"出力を発生する論理回路となつている。時間表示
部（37）ではタイマ機構（36）による計測時間を表示し
ている。放射線発生のスイツチONの前にリセツト機構
（42）で、積算回路（25）、タイマ機構（20）、および
表示部（26），（37）を初期値にリセツトすると、比較
器（34），（38）の出力は“1"となりAND回路よりなる
シーケンス部（40）はスイツチ機構（39）のスイツチを
ONにすれば、放射線が発生する。次に放射線の停止は、
スイツチ機構（39）をOFFにすること、と共に比較器（3
4），（38）のいずれかが“0"出力になることにより達
成できる。すなわち予定された積算放射線量に発生放射
線の積算値が達するか、予定された放射線発生継続時間
に、放射線を発生している時間が達するかにより放射線
は停止される。The function of stopping the generation of radiation when the radiation dose set by the cumulative radiation dose setting mechanism is reached or the radiation generation time is set, and when this time is reached will be described below. The comparator (34) is a logic circuit that generates a "0" output when the output value of the integrating circuit (25) reaches or exceeds the value set by the integrating radiation setting mechanism (33). Similarly, in the comparator (38), when the value of the radiation generation time by the timer mechanism (36) exceeds the value set by the radiation generation time setting mechanism (35), it becomes a logic circuit that generates "0" output. There is. The time display section (37) displays the time measured by the timer mechanism (36). When the reset mechanism (42) resets the integrating circuit (25), the timer mechanism (20), and the display units (26) and (37) to the initial values before the radiation generation switch is turned on, the comparator (34), The output of (38) becomes "1" and the sequence section (40) consisting of an AND circuit switches the switch of the switch mechanism (39).
When it is turned on, radiation is generated. Then the stop of radiation
Turning off the switch mechanism (39), along with the comparator (3
This can be achieved when either 4) or (38) becomes "0" output. That is, the radiation is stopped depending on whether the cumulative value of the generated radiation reaches the scheduled cumulative radiation dose or whether the time during which the radiation is generated reaches the scheduled radiation generation duration time.
次に放射線出力強度によるインタロツク動作について説
明する。第４図において、通常は放射線（19）の出力強
度は出力設定機構（27）で定められる値に従がつて安定
に運転されるが、万一何らかの原因で、放射線出力強度
が過大又は過少となつた時、放射線の発生を停止するこ
とができる。今、出力設定機構（27）で定められる放射
線出力強度XSに対して、出力放射線XOが、検出器（１）
で検出され、増幅器（24）で積分増幅されて、所定の信
号となつている。除算器（43）ではXO/XSの値を演算す
るものとする。そこで以下述べるようにこのXO/XSの値
が、許容され得る範囲になつているかどうかを判定し
て、発生放射線出力強度が計画放射線出力強度に従つて
いるかどうか判定するものである。許容上限設定器（4
4）により(XO/XS)Vという値が設定されている時、比較
器（46）では、(XO/XS)V（XO/XS）であれば、論理出
力を“1"とする。さもなければ論理出力は“0"である。
又一方許容下限設定器（45）で(XO/XS)Lという値が設定
されていれば、比較器（47）の論理出力は（XO/XS）
(XO/XS)Lの時“1"とする。この様にしてAND回路（48）
の出力は(XO/XS)V（XO/XS）(XO/XS)Lの時のみ“1"
となるのである。そこで、制御部（41）において、AND
回路（48）の出力が“1"の時のみ“ON"ゲートが開かれ
るものとすると、計画出力強度に対して放射線の発生出
力強度が、過大あるいは過少となつた時、即座に放射線
の発生を停止する。Next, the interlocking operation according to the radiation output intensity will be described. In FIG. 4, normally, the output intensity of the radiation (19) is stably operated according to the value set by the output setting mechanism (27), but by some reason, the radiation output intensity is excessive or insufficient. The radiation can be stopped at the time of the rain. Now, for the radiation output intensity X S determined by the output setting mechanism (27), the output radiation X O is the detector (1)
Is detected by, and integrated and amplified by the amplifier (24) to form a predetermined signal. The divider (43) calculates the value of X O / X S. Therefore, as described below, it is determined whether or not the value of X O / X S is within an allowable range, and it is determined whether or not the generated radiation output intensity complies with the planned radiation output intensity. Allowable upper limit setter (4
When the value of (X O / X S ) V is set by 4), the logical output of the comparator (46) is “X O / X S ) V (X O / X S ). 1 ". Otherwise the logical output is "0".
On the other hand, if the value of (X O / X S ) L is set by the allowable lower limit setter (45), the logical output of the comparator (47) is (X O / X S ).
Set to “1” when (X O / X S ) L. In this way AND circuit (48)
Output is “1” only when (X O / X S ) V (X O / X S ) (X O / X S ) L
It becomes. Therefore, in the control section (41), AND
Assuming that the "ON" gate is opened only when the output of the circuit (48) is "1", radiation will be generated immediately when the output intensity is excessive or excessive with respect to the planned output intensity. To stop.
ところで放射線出力エネルギーにより患者体内への深さ
方向への減衰率が異なるため放射線出力強度が同じでも
放射線出力エネルギーが変化すると治療効果が大きく異
なることがあるので患者の腫瘍の深さにより最適放射線
出力エネルギーを選んで照射することが一般的に行なわ
れている。By the way, since the attenuation rate in the depth direction into the patient's body varies depending on the radiation output energy, the therapeutic effect may change significantly if the radiation output energy changes even if the radiation output intensity is the same. Irradiation by selecting energy is generally performed.
本装置は電子線をマイクロ波でほぼ光速近くまで加速
し、その高エネルギー電子線を重金属ターゲツトに当て
制動放射線を発生させるものであり、そのエネルギーを
決定するものは電子を加速するシステムそのものにもあ
り、概ね以下のパラメータの安定化が放射線出力エネル
ギーの安定化につながる。This device accelerates an electron beam to almost the speed of light by microwaves and applies a high-energy electron beam to a heavy metal target to generate bremsstrahlung, and the energy is determined by the electron acceleration system itself. Yes, stabilization of the following parameters leads to stabilization of radiation output energy.
（ａ）加速周波数 （ｂ）マイクロ波パワーレベル （ｃ）電子銃エミツシヨンレベル （ｄ）冷却装置温度コントロール （ｅ）偏向電磁石偏向コイル電流安定化 〔発明が解決しようとする課題〕 従つて従来の装置は、一定の放射線出力エネルギーが保
たれているか否かは、（ａ）〜（ｅ）のパラメータの総
てをモニタする必要があつた。しかし（ａ）〜（ｅ）の
パラメータ総てを治療中放射線発生装置自身あるいはオ
ペレータにモニタさせることはオペレータの操作上複雑
さを増し非常に困難であり、放射線出力エネルギーのモ
ニタは実質上行なわれていないなどの問題があつた。(A) Acceleration frequency (b) Microwave power level (c) Electron gun emission level (d) Cooling device temperature control (e) Deflection electromagnet Deflection coil current stabilization [Problems to be solved by the invention] The device of (1) needs to monitor all of the parameters (a) to (e) whether or not a constant radiation output energy is maintained. However, it is very difficult for the radiation generator itself or the operator to monitor all of the parameters (a) to (e) during the treatment because the operator's operation is complicated and the radiation output energy is substantially monitored. There was a problem such as not.
この発明は上記のような問題点を解消するためになされ
たもので、放射線発生装置の放射線出力エネルギーを直
接モニタし、その放射線パルス１つ１つの変動に対し上
限下限の規定値をはずれた場合にはインタロツクを働か
せ、患者への不要の放射線照射を停止させることが出来
る放射線発生装置を得ることを目的とする。The present invention has been made in order to solve the above-mentioned problems, and when the radiation output energy of the radiation generator is directly monitored, and the fluctuation of each radiation pulse deviates from the specified upper and lower limits. It is an object of the present invention to obtain a radiation generator capable of activating an interlock to stop unnecessary irradiation of radiation to a patient.
この発明に係る放射線発生装置は、パルス状の放射線出
力エネルギーを検出する検出手段と、上記放射線エネル
ギーに対応して上記検出手段が出力するパルス状の出力
信号の平坦部又はピーク値をサンプルするサンプルホー
ルド回路と、このサンプルホールド回路のサンプル値を
基に上記放射線エネルギーが基準範囲にあるか否かを判
定して信号を出力する比較器と、この比較器が基準範囲
外の信号を出力すると放射線の放射を停止する信号を出
力するインタロック回路とを備えるようにしたものであ
る。A radiation generating apparatus according to the present invention is a sample for detecting a pulse-shaped radiation output energy, and a sample for sampling a flat portion or a peak value of a pulse-shaped output signal output by the detection means corresponding to the radiation energy. A hold circuit, a comparator that determines whether or not the radiation energy is within the reference range based on the sample value of the sample and hold circuit, and outputs a signal, and if the comparator outputs a signal outside the reference range, the radiation And an interlock circuit for outputting a signal for stopping the radiation of the.
この発明における放射線発生装置は、パルス状の放射線
出力エネルギーの平坦部又はピーク値をパルス１つ１つ
についてサンプルホールド回路が直接モニタし、サンプ
ル値を基に放射エネルギーが基準範囲にあるか否かを判
定し、基準範囲を外れる場合にインタロック回路が放射
線の放射を停止する信号を出力する。In the radiation generating apparatus according to the present invention, the flat portion or peak value of the pulsed radiation output energy is directly monitored by the sample and hold circuit for each pulse, and whether the radiant energy is within the reference range based on the sample value. Is determined, the interlock circuit outputs a signal for stopping the emission of radiation when the value is out of the reference range.
以下、この発明の一実施例を図について説明する。第１
図において、（１），（18），（19）は前記従来例と同
一のものである。（２）は患者、（３）は放射線発生量
をモニタする検出器（１）の出力端に接続されたパルス
増幅器、（４）はパルス増幅器（３）の出力端に接続さ
れた積分形増幅器、（５）はパルス増幅器（４）の出力
端に接続された増幅器、（６）は増幅器（５）の出力端
に接続された放射線出力表示部、（７）は増幅器（５）
の出力端に放射線出力表示部（６）と並列に接続された
電圧／周波数変換器、（８）は電圧／周波数変換器
（７）の出力端に接続された分周器、（９）は分周器
（８）の出力端に接続された積算カウンタ、（10）はパ
ルス増幅器（３）の出力端に接続されたサンプルホール
ド回路、（11）はサンプルホールド回路（10）の出力端
に接続された増幅器、（12）は増幅器（11）の出力端に
接続され、許容上限設定器（13）で設定された上限イン
タロツクレベルと増幅器（11）出力とを比較する比較
器、（14）は増幅器（11）の出力端に接続され、許容下
限設定器（15）で設定された下限インタロツクレベルと
増幅器（11）出力とを比較する比較器、（16）は比較器
（12）と比較器（14）の出力端に接続されたAND回路、
（17）はAND回路（16）の出力端に接続されたインタロ
ツク回路である。An embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings. First
In the figure, (1), (18) and (19) are the same as those in the conventional example. (2) is a patient, (3) is a pulse amplifier connected to the output terminal of the detector (1) for monitoring the radiation amount, and (4) is an integrating amplifier connected to the output terminal of the pulse amplifier (3). , (5) is an amplifier connected to the output end of the pulse amplifier (4), (6) is a radiation output display connected to the output end of the amplifier (5), and (7) is an amplifier (5)
A voltage / frequency converter connected in parallel with the radiation output display unit (6) at the output end of the, a frequency divider connected to the output end of the voltage / frequency converter (7) at (8), and a frequency divider (9) An integrating counter connected to the output end of the frequency divider (8), (10) a sample hold circuit connected to the output end of the pulse amplifier (3), and (11) an output end of the sample hold circuit (10). The connected amplifier (12) is connected to the output terminal of the amplifier (11) and compares the upper limit interlock level set by the allowable upper limit setter (13) with the output of the amplifier (11), (14 ) Is connected to the output terminal of the amplifier (11) and compares the lower limit interlock level set by the allowable lower limit setting unit (15) with the output of the amplifier (11), and (16) is a comparator (12). And an AND circuit connected to the output of the comparator (14),
Reference numeral (17) is an interlock circuit connected to the output terminal of the AND circuit (16).
第２図は第１図のトリガパルス発生器（29）の回路図を
示す。図において（51）はワンシヨツトマルチバイブレ
ータで、Ｔ入力端子はマスタトリガ出力端子へ接続され
る。（52）はマルチバイブレータで、このＴ端子はワン
シヨツトマルチバイブレータ（51）の端子へ接続され
る。そして各々時定数用にワンシヨツトマルチバイブレ
ータ（51）はコンデンサCd、抵抗Rdを接続し、マルチバ
イブレータ（52）はコンデンサCw、抵抗Rwを接続してい
る。なおはマスタトリガパルス、はタイミングパル
ス、はサンプルトリガパルスである。FIG. 2 shows a circuit diagram of the trigger pulse generator (29) shown in FIG. In the figure, (51) is a one-shot multivibrator, whose T input terminal is connected to the master trigger output terminal. (52) is a multivibrator, and this T terminal is connected to the terminal of the one-shot multivibrator (51). The one-shot multivibrator (51) is connected to the capacitor Cd and the resistor Rd, and the multivibrator (52) is connected to the capacitor Cw and the resistor Rw for each time constant. Note that is a master trigger pulse, is a timing pulse, and is a sample trigger pulse.
第３図はこれら各部の波形とタイミングを表したもので
ある。図においては放射線発生装置の全てのパルスの
基準になるマスタトリガパルス、はタイミングパル
ス、はサンプルトリガパルス、はＸ線出力パルスで
ある。FIG. 3 shows the waveforms and timings of these respective parts. In the figure, a master trigger pulse serving as a reference for all pulses of the radiation generator, is a timing pulse, is a sample trigger pulse, and is an X-ray output pulse.
次に動作について説明する。高エネルギー放射線発生装
置のＸ線出力エネルギーと電子線出力エネルギーは
（１）式の関係となることが一般的に知られている。Next, the operation will be described. It is generally known that the X-ray output energy and the electron beam output energy of the high-energy radiation generator have the relationship of the formula (1).
ここで Ｘ:X線出力エネルギー ｉ：加速電流 Va：電子線加速エネルギー ｎ：定数（2.49） （１）式を整理すると Ｘ＝ki・Va 2.49 …（２）式 となる。 Where X: X-ray output energy i: Acceleration current V a : Electron beam acceleration energy n: constant (2.49) When formula (1) is rearranged, it becomes X = ki · V a 2.49 (2) formula.
（２）式を微分して（２）式で割ると となる。Differentiating equation (2) and dividing by equation (2) Becomes
従つて、電子線加速エネルギーが微小に変化した時Ｘ線
出力エネルギーには2.49倍の変化となつて現れる。従つ
てＸ線出力エネルギーの変化を検出するには、電子線加
速エネルギー自体よりもＸ線出力エネルギーの変化を検
出する方が精度良く測れ有利となる。Therefore, when the electron beam acceleration energy changes slightly, the X-ray output energy changes by 2.49 times. Therefore, in order to detect the change in the X-ray output energy, it is advantageous to detect the change in the X-ray output energy more accurately than to detect the electron beam acceleration energy itself.
第１図において放射線（Ｘ線パルス）（19）は検出器
（１）内にＸ線出力エネルギーに比例した電離パルス電
流を生じさせ、パルス増幅器（３）にてパルス波形に忠
実に電圧信号に変換する。検出器（１）を通過した放射
線（19）は患者（２）に照射される。電離パルス電流は
積分形増幅器（４）にて１周期以上時間積分している。
ここで電離パルス電流のパルス幅τ、パルスピーク値I
p、パルス繰り返し周波数をＰとすると積分形増幅器
（４）の出力Vaveは（４）式となる。In Fig. 1, radiation (X-ray pulse) (19) causes an ionizing pulse current in the detector (1) that is proportional to the X-ray output energy, and a pulse amplifier (3) produces a voltage signal faithfully to the pulse waveform. Convert. The radiation (19) passing through the detector (1) is applied to the patient (2). The ionization pulse current is integrated by the integrating amplifier (4) for one cycle or more.
Here, the pulse width τ of the ionizing pulse current and the pulse peak value I
When p is the pulse repetition frequency and P is the pulse repetition frequency, the output Vave of the integrating amplifier (4) is given by the equation (4).
Vave＝τ×Ip×Ｐ …（４）式 この出力は増幅器（５）にてゲイン調整され、放射線出
力表示部（６）に入り、放射線出力の出力線量率（cGy/
分）を示す。治療を行なう場合には患者に照射された積
分放射線量（cGy）が必要である。これは放射線出力線
量率（cGy/分）を時間積分すると得られる。増幅器
（５）の出力電圧を電圧／周波数変換器（７）にて電圧
に比例した周波数のパルス列に変換し、次に分周器
（８）で分周し、その出力パルスをカウント/cGyに単位
を一致させる。そして積算カウンタ（９）で分周器
（８）よりの出力パルスを積算することにより患者
（２）への照射線量の計測を行なう。Vave = τ × Ip × P (4) Equation (4) This output is gain-adjusted by the amplifier (5), enters the radiation output display section (6), and outputs the radiation output dose rate (cGy /
Minutes). The integrated dose of radiation (cGy) delivered to the patient is required for treatment. This is obtained by time integration of the radiation output dose rate (cGy / min). The output voltage of the amplifier (5) is converted by the voltage / frequency converter (7) into a pulse train with a frequency proportional to the voltage, then divided by the frequency divider (8), and the output pulse is counted / cGy. Match the units. The integrated counter (9) integrates the output pulses from the frequency divider (8) to measure the irradiation dose to the patient (2).
放射線量パルスと相似の第３図のに示すＸ線出力パル
スの形状は理想の方形パルスではなく、なまりその他の
ひずみを含み、周波数が高いので従来例の放射線出力強
度からＸ線出力エネルギーの演算には無理がある。パル
ス平坦部をサンプルする方法はパルス１つ１つに対応出
来る周波数応答性と前記（３）式の意味するＸ線出力エ
ネルギーをサンプルする精度共充分であり、装置全体が
治療機マスタトリガパルスで制御されているので回路
付加が簡単であるという長所がある。そのため本実施例
はパルス平坦部をサンプルする手段を採つた。The shape of the X-ray output pulse shown in FIG. 3 which is similar to the radiation dose pulse is not an ideal square pulse but includes distortion such as rounding and has a high frequency, so the X-ray output energy is calculated from the radiation output intensity of the conventional example. Is impossible. The method of sampling the pulse flat portion is sufficient in both the frequency response that can correspond to each pulse and the accuracy of sampling the X-ray output energy that is meant by equation (3) above. Since it is controlled, it has the advantage of easy circuit addition. Therefore, in this embodiment, means for sampling the pulse flat portion is adopted.
ここでトリガパルス発生器（29）について詳しく説明す
ると、第２図及び第３図において治療機より発生するＸ
線は、治療機マスタートリガパルスより一定時間（τ
ｄ）遅れて出力される。マスタトリガパルスを、タイ
ミング設定用ワンシヨツトマルチバイブレータ（51）に
入力すると、パルスタイミング設定用パルスが出力さ
れ、これをパルス幅設定用マルチバイブレータ（52）に
入力すると、Ｘ線出力パルスのほぼ中央の平坦部をとら
えるサンプルトリガパルスが出力される。サンプルホ
ールド回路（10）ではサンプルトリガパルスによりＸ
線出力パルスのピーク値である平坦部をサンプルする
ようになる。Here, the trigger pulse generator (29) will be described in detail. In FIG. 2 and FIG.
The line is a certain time (τ
d) The output is delayed. When the master trigger pulse is input to the timing setting one-shot multivibrator (51), the pulse timing setting pulse is output, and when this is input to the pulse width setting multivibrator (52), it is almost at the center of the X-ray output pulse. A sample trigger pulse that captures the flat part of the signal is output. In the sample hold circuit (10), X is generated by the sample trigger pulse.
The flat part, which is the peak value of the line output pulse, is sampled.
ここで第１図に戻り、サンプルホールド回路（10）の出
力はゲイン調整用増幅器（11）でレベル調整された後比
較器（12），（14）へ供給される。この比較器（12），
（14）はエネルギーインタロツクレベル比較用コンパレ
ータであり、許容上限設定器（13）と許容下限設定器
（15）で設定された上限値と下限値の間にゲイン調整用
増幅器（11）の出力があれば、放射線出力がエネルギー
許容範囲内にあるものとなり、比較器（12），（14）の
出力は共に“H"となりインタロツク回路（17）は動作し
ない。ゲイン調整用増幅器（11）の出力が許容上限設定
器（13）の上限値を越えるか、または許容下限設定器
（15）の下限値未満になると比較器（12）又は（14）に
出力は“L"となり、同様にAND回路（16）の出力も“L"
となりインターロツク回路（17）が動作し放射線出力停
止となる。つまり一定エネルギーの放射線出力で正常照
射を行なうために放射線量パルス波形の平坦部波高値が
上限値と下限値の範囲内にある時にのみ放射線が発生す
るようになつている。Here, returning to FIG. 1, the output of the sample hold circuit (10) is supplied to the comparators (12) and (14) after being level-adjusted by the gain adjusting amplifier (11). This comparator (12),
(14) is an energy interlock level comparison comparator, which outputs the gain adjustment amplifier (11) between the upper and lower limits set by the allowable upper limit setter (13) and the allowable lower limit setter (15). If so, the radiation output is within the energy allowable range, the outputs of the comparators (12) and (14) are both "H", and the interlock circuit (17) does not operate. When the output of the gain adjustment amplifier (11) exceeds the upper limit of the allowable upper limit setter (13) or becomes less than the lower limit of the allowable lower limit setter (15), the output is output to the comparator (12) or (14). The output of the AND circuit (16) is also "L".
Next, the interlock circuit (17) operates and the radiation output is stopped. That is, in order to perform normal irradiation with the radiation output of constant energy, the radiation is generated only when the crest value of the flat portion of the radiation dose pulse waveform is within the range of the upper limit value and the lower limit value.
尚、本実施例ではパルス波高値モニタはサンプルホール
ド回路によつたがサイズが少ない場合はサンプルホール
ド回路の代わりにピーク値をサンプルするホールド回路
を用いても良い。In the present embodiment, the pulse peak value monitor uses the sample hold circuit, but if the size is small, a hold circuit for sampling the peak value may be used instead of the sample hold circuit.
以上のように、この発明によれば、放射線発生装置を、
パルス状の放射線出力エネルギーの平坦部又はピーク値
をパルス１つ１つについてサンプルホールド回路が直接
モニタし、比較器がサンプル値を基に放射エネルギーが
基準範囲にあるか否かを判定し、基準範囲を外れる場合
にインタロック回路が放射線の放射を停止する信号を出
力するようにすると、治療中の放射線エネルギー保証が
可能となり、患者に対する治療精度の向上、患者の安全
と治療計画通りの治療ができる効果がある。As described above, according to the present invention, the radiation generator is
The flat portion or peak value of the pulsed radiation output energy is directly monitored by the sample and hold circuit for each pulse, and the comparator judges whether the radiant energy is within the reference range based on the sample value. If the interlock circuit outputs a signal to stop radiation of radiation when out of range, it is possible to guarantee radiation energy during treatment, improve treatment accuracy for the patient, ensure patient safety and perform treatment as planned. There is an effect that can be done.
第１図はこの発明の一実施例による放射線発生装置の主
要部を示すブロツク図、第２図はトリガパルス発生器の
回路図、第３図は主要各部のパルス波形とタイミングチ
ヤート、第４図は従来の放射線発生装置を示すブロツク
図、第５図，第６図は放射線出力パルスの制御すべき項
目の説明図である。 図において（１）は検出器、（10）はサンプルホールド
回路、（12），（14）は比較器、（17）はインタロツク
回路。 なお、図中、同一符号は同一、又は相当部分を示す。FIG. 1 is a block diagram showing a main part of a radiation generator according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a circuit diagram of a trigger pulse generator, FIG. 3 is a pulse waveform and timing chart of each main part, and FIG. Is a block diagram showing a conventional radiation generator, and FIGS. 5 and 6 are explanatory diagrams of items to be controlled for radiation output pulses. In the figure, (1) is a detector, (10) is a sample and hold circuit, (12) and (14) are comparators, and (17) is an interlock circuit. In the drawings, the same reference numerals indicate the same or corresponding parts.
Claims (1)
る検出手段と、上記放射線エネルギーに対応して上記検
出手段が出力するパルス状の出力信号の平坦部又はピー
ク値をサンプルするサンプルホールド回路と、このサン
プルホールド回路のサンプル値を基に上記放射線エネル
ギーが基準範囲にあるか否かを判定して信号を出力する
比較器と、この比較器が基準範囲外の信号を出力すると
放射線の放射を停止する信号を出力するインタロック回
路とを備えたことを特徴とする放射線発生装置。1. A detection means for detecting pulsed radiation output energy, and a sample hold circuit for sampling a flat portion or a peak value of a pulsed output signal outputted by the detection means in response to the radiation energy. Based on the sample value of this sample hold circuit, it judges whether the radiation energy is in the reference range or not and outputs a signal, and when this comparator outputs a signal out of the reference range, radiation emission is stopped. A radiation generating apparatus, comprising: an interlock circuit for outputting a signal for controlling the radiation.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6690489A JPH0727077B2 (en) | 1989-03-17 | 1989-03-17 | Radiation generator |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6690489A JPH0727077B2 (en) | 1989-03-17 | 1989-03-17 | Radiation generator |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02245700A JPH02245700A (en) | 1990-10-01 |
| JPH0727077B2 true JPH0727077B2 (en) | 1995-03-29 |
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Family Applications (1)
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1989
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