TWI515451B - Neutron beam detection device and neutron capture therapy device - Google Patents

Neutron beam detection device and neutron capture therapy device Download PDF

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TWI515451B
TWI515451B TW103110089A TW103110089A TWI515451B TW I515451 B TWI515451 B TW I515451B TW 103110089 A TW103110089 A TW 103110089A TW 103110089 A TW103110089 A TW 103110089A TW I515451 B TWI515451 B TW I515451B
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Description

中子束檢測裝置及中子捕捉療法裝置
本發明係有關一種具備傳送在閃爍器中產生之光之光纖之中子束檢測裝置及中子捕捉療法裝置。
作為辨別中子束和γ射線之技術有專利文獻1中所記載之技術。若向閃爍器入射中子束或γ射線，則引起閃射發光。在閃爍器中產生之光在光電增倍管中轉換成電脈衝。該電脈衝依據發光的衰減時間的不同而被分為中子束和γ射線。專利文獻1中依據脈衝寬度的不同辨別中子束與γ射線。
(先前技術文獻) (專利文獻)
專利文獻1：日本特開昭61-71381號公報
可考慮藉由光纖傳送在閃爍器中產生之光。然而存在如下問題，亦即，若光纖因放射線而劣化，則光的透射率 下降，例如誤將基於中子束之信號檢測成基於γ射線之信號，而使得中子束的檢測精度下降。本發明的一個方面為提供一種能夠抑制中子束的檢測精度的下降之中子束檢測裝置及中子捕捉療法裝置。
本發明的一個方面為檢測中子束之中子束檢測裝置，其具備：閃爍器，若有放射線入射則產生光；光纖，傳送在閃爍器中產生之光；及辨別部，接收藉由光纖傳送之光，當有關所接收之光之檢測信號的波高超過判定閾值時，將檢測信號辨別成有關中子束之信號，辨別部依據光纖的劣化調整判定閾值。
該中子束檢測裝置中，入射放射線之閃爍器發光，基於該發光之光藉由光纖被傳送並導入到辨別部。當有關所接收之光之檢測信號的波高超過判定閾值時，辨別部將檢測信號辨別為有關中子束之信號。中子束檢測裝置的辨別部能夠依據光纖的劣化調整判定閾值，因此即使在光纖因放射線而劣化而使得光的透射率下降時，亦能夠藉由調整判定閾值來抑制中子束的檢測精度的下降。
辨別部亦可依據檢測信號的波高分佈調整判定閾值。此時，能夠依據檢測信號的波高分佈調整判定閾值，並能夠抑制中子束的檢測精度的下降。
辨別部亦可檢測基於波高分佈中之中子束之峰值，並依據該峰值調整判定閾值。若光纖劣化，則基於中子束之 峰值亦隨著透射率的下降而下降，因此藉由依據中子束的峰值調整判定閾值，能夠高精度地檢測中子束，並能夠抑制檢測精度的下降。波高分佈中之中子束的峰值例如亦可依據以前的資料設定。
辨別部亦可將比峰值低規定值的值設定為判定閾值。如此，藉由將比波高分佈中之中子束的峰值低規定值的值設定為判定閾值，能夠依據光纖的劣化調整判定閾值。規定值例如亦可依據以前的資料設定。
並且，辨別部亦可對波高分佈擬合高斯函數來檢測基於中子束之峰值，並將比峰值低1.5σ的值作為判定閾值。中子束檢測裝置藉由利用高斯函數擬合波高分佈來檢測基於中子束之峰值。辨別部藉由將判定閾值調整為比基於中子束之峰值低1.5σ的值，能夠進一步抑制中子束的檢測精度的下降。
中子束檢測裝置還具備光產生部，辨別部亦可依據來自光產生部之光信號調整判定閾值。藉由由辨別部依據來自光產生部之光信號來調整判定閾值，能夠依據來自光產生部之光信號進一步抑制中子束的檢測精度的下降。
辨別部亦可記憶來自光產生部之規定的光信號，並對所記憶之規定的光信號與經由光纖檢測之實際檢測之光信號進行比較，依據比較結果調整判定閾值。藉由由辨別部依據所記憶之規定的光信號和實際檢測之光信號來調整判定閾值，能夠即時調整判定閾值。藉此，即使光纖劣化亦能夠即時調整判定閾值。
光產生部亦可安裝於光纖中在閃爍器中產生之光所入射之側的端部。藉此，能夠依據來自安裝於光纖的端部之光產生部之光信號來調整判定閾值。
中子束檢測裝置還可具備判定部，該判定部判定是否產生如下兩種情況中的任一種情況，亦即依據來自光產生部之光信號，光纖有沒有因放射線而產生劣化及辨別部中有沒有產生不良情況。藉此，利用來自光產生部之光信號，能夠判定有無發生光纖的劣化及辨別部中的不良情況中的任一種。
中子束檢測裝置還具備傳送在光產生部產生之光信號之光產生部用光纖，辨別部進一步接收藉由光產生部用光纖傳送之光信號，判定部判定如下情況，亦即，當有關藉由辨別部接收之光之在閃爍器中產生之光之檢測信號的波高、及有關從光產生部輸出之光信號之檢測信號的波高整體向波高的增加方向或減少方向位移時，辨別部有無產生不良情況，亦可判定如下情況，亦即當只有有關在閃爍器中產生之光之檢測信號的波高向波高的減少方向位移時，光纖有無因放射線劣化。此時，判定部依據有關在閃爍器中產生之光之檢測信號的波高、及有關從光產生部輸出之光信號之檢測信號的波高，能夠判定有無產生辨別部的不良情況及光纖的劣化。
本發明的另一方面為具備上述中子束檢測裝置之中子捕捉療法裝置。
該中子捕捉療法裝置中具備中子束檢測裝置，入射有 γ射線或中子束之閃爍器發光，基於該發光之光藉由光纖被傳送並導入到辨別部。當有關所接收之光之檢測信號的波高超過判定閾值時，辨別部將檢測信號辨別為有關中子束之信號；當檢測信號的波高不超過判定閾值時，辨別部將檢測信號辨別為有關γ射線之信號。中子束檢測裝置的辨別部能夠依據光纖的劣化來調整判定閾值，因此即使在光纖因放射線劣化而使得光的透射率下降時，亦能夠藉由調整判定閾值來抑制中子束的檢測精度的下降。
依本發明的各個方面能夠提供一種即使因光纖劣化而使得光的透射率下降，亦能夠抑制中子束的檢測精度的下降之中子束檢測裝置及中子捕捉療法裝置。
1‧‧‧中子捕捉療法裝置
2‧‧‧迴旋加速器(加速器)
7‧‧‧靶
12‧‧‧中子束檢測器
13‧‧‧閃爍器
14、14A‧‧‧光導器(光纖)
14B‧‧‧LED用光導器(光產生部用光纖)
15‧‧‧光檢測器
20、20A、20B‧‧‧控制部
21、21A、21B‧‧‧劑量計算部
23‧‧‧判定部
50、51‧‧‧LED(光產生部)
N‧‧‧中子束
M‧‧‧中子束生成部
第1圖係表示具備第一實施形態的中子束檢測器之中子捕捉療法裝置之概要圖。
第2圖係表示設置於準直器之中子束檢測器之剖面圖。
第3圖係表示第1實施形態的中子捕捉療法裝置的控制部之方塊圖。
第4圖係表示檢測信號的波高分佈之曲線圖。
第5圖係表示判定閾值Qth與中子束N的檢測效率之間的關係之表。
第6圖係表示檢測信號的波高分佈與判定閾值Qth之間的關係之曲線圖。
第7圖係表示第二實施形態的光導器之概要圖。
第8圖係表示檢測信號的波高分佈之曲線圖。
第9圖係表示第二實施形態的中子捕捉療法裝置的控制部之方塊圖。
第10圖係表示第三實施形態的中子束檢測器之概要圖。
第11圖係表示第三實施形態的中子捕捉療法裝置的控制部之方塊圖。
第12圖(a)係表示光檢測器中產生不良情況時的檢測信號的波高分佈之曲線圖，(b)係表示光導器中產生劣化時的檢測信號的波高分佈之曲線圖。
以下，參閱附圖對本發明的一實施形態進行詳細說明。
(第一實施形態)
首先，對第一實施形態進行說明。第1圖所示之中子捕捉療法裝置1為利用硼中子捕捉療法(BNCT：Boron Neutron Capture Therapy)來進行癌症治療之裝置。中子捕捉療法裝置1中，例如向注射有硼(10B)之患者(被照射體)50的腫瘤照射中子束N。
中子捕捉療法裝置1具備迴旋加速器2。迴旋加速器2為使陰離子等帶電粒子加速以作出帶電粒子束R之加速器。本實施形態中，帶電粒子束R為從陰離子剝離電荷而生成之質子射束。質子射束藉由被加速之陰離子在迴旋加速器2內被箔剝離器等剝離電子而生成，並從迴旋加速器2出射。該迴旋加速器2例如具有生成射束半徑為40mm、60kW(=30MeV×2mA)的帶電粒子束R之能力。另外，加速器不限於迴旋加速器，還可以係同步加速器或同步迴旋加速器、直線加速器等。
從迴旋加速器2出射之帶電粒子束R被送往中子束生成部M。中子束生成部M由靶7、減速材料9及準直器10構成。從迴旋加速器2出射之帶電粒子束R通過射束導管3向配置於射束導管3之靶7行進。沿著該射束導管3設置有複數個四極電磁鐵4、電流檢測部5及掃描電磁鐵6。複數個四極電磁鐵4係例如用電磁鐵進行帶電粒子束R的射束軸調整或射束直徑調整者。
電流檢測部5係在帶電粒子束R的照射過程中即時檢測照射在靶7上之帶電粒子束R的電流值(亦即電荷、照射劑量率)者。電流檢測部5係使用對帶電粒子束R不造成影響且能夠測定電流之非破壞型DCCT(DC Current Transformer)。電流檢測部5向後述控制部20輸出檢測結果。另外，“劑量率”係指每單位時間的劑量。
具體而言，為了高精度地檢測照射在靶7上之帶電粒子束R的電流值而消除四極電磁鐵4的影響，而將電流檢 測部5設於比四極電磁鐵4更靠下游側(帶電粒子束R的下游側)之掃描電磁鐵6的正前方。亦即，由於掃描電磁鐵6以不使帶電粒子束R始終對靶7的相同位置進行照射之方式掃描，因此當將電流檢測部5配設於比掃描電磁鐵6更靠下游側時，需要大型的電流檢測部5。而藉由將電力檢測部5設置於比掃描電磁鐵6更靠上游側，能夠縮小電流檢測部5。
掃描電磁鐵6係掃描帶電粒子束R，並控制帶電粒子束R照射靶7者。該掃描電磁鐵6控制帶電粒子束R照射靶7之位置。
中子捕捉療法裝置1藉由向靶7照射帶電粒子束R來產生中子束N，並向患者50出射中子束N。中子捕捉療法裝置1具備靶7、屏蔽體8、減速材料9、準直器10及γ射線檢測部11。
並且，中子捕捉療法裝置1具備控制部20。控制部20係由CPU[Central Processing Unit]、ROM[Read Only Memory]、RAM[Random Access Memory]等構成，並全面控制中子捕捉療法裝置1之電子控制單元。
靶7係受到帶電粒子束R的照射來生成中子束N者。其中，靶7例如由鈹(Be)或鋰(Li)、鉭(Ta)、鎢(W)形成，例如呈直徑為160mm的圓板狀。另外，靶7的形狀不限於板狀例如可以係液狀。
減速材料9係使在靶7中生成之中子束N的能量減速者。減速材料9具有由第1減速材料9A和第2減速材料 9B構成之層疊結構，其中，所述第1減速材料主要使包含於中子束N之快中子減速；所述第2減速材料主要使包含於中子束N之超熱中子減速。
屏蔽體8係屏蔽所產生之中子束N及因該中子束N的產生而產生之γ射線等以免向外部放出者。屏蔽體8以包圍減速材料9之方式設置。屏蔽體8的上部及下部向比減速材料9更靠帶電粒子束R的上游側延伸，在該些延伸部上設有γ射線檢測部11。
準直器10係對中子束N的照射區域進行整形者，其具有供中子束N通過之開口10a。準直器10例如為在中央具有開口10a之塊狀構件。
γ射線檢測部11係在中子束的生成過程中(亦即，向患者50照射中子束N之過程中)即時檢測藉由帶電粒子束R的照射而從中子束生成部M產生之γ射線者。作為γ射線檢測部11能夠採用閃爍器或電離箱、其他各種γ射線檢測設備。本實施形態中，γ射線檢測部11設於靶7周圍比減速材料9更靠帶電粒子束R的上游側。
γ射線檢測部11分別配置於沿帶電粒子束R的上游側延伸之屏蔽體8的上部及下部的內側。另外，沒有特別限定γ射線檢測部11的個數，可以是一個，亦可以是三個以上。當設有三個以上的γ射線檢測部11時，能夠以規定間隔包圍靶7的外周之方式設置。γ射線檢測部11向控制部20輸出γ射線的檢測結果。亦可為不具備該γ射線檢測部11之構成。
如第2圖所示，準直器10中設有用於在生成中子束之過程中(亦即，向患者50照射中子束N之過程中)即時檢測通過準直器10的開口10a之中子束N之中子束檢測器12。中子束檢測器12設於形成在準直器10之貫穿孔10b(形成在與開口10a正交之方向之貫穿孔)中的至少一部份上。中子束檢測器12具有閃爍器13、光導器14及光檢測器15。
閃爍器13係將所入射之放射線(中子束N、γ射線)轉換為光之螢光體。閃爍器13的內部結晶依據所入射之放射線的劑量呈激發狀態，並產生閃爍光。閃爍器13設於準直器10的貫穿孔10b內，並暴露在準直器10的開口10a。閃爍器13藉由開口10a內的中子束N或γ射線入射到閃爍器13而發光。作為閃爍器13採用6Li玻璃閃爍器、LiCAF閃爍器、塗布有6LiF之塑膠閃爍器、6LiF/ZnS閃爍器等。
另外，第2圖中用直線示出中子束N的行進方向，實際上中子束N擴散行進。因此，設於貫穿孔10b內之閃爍器13上亦照射有中子束N，並能夠藉由閃爍器13檢測中子束N。
光導器14係傳遞在閃爍器13中產生之光之構件。光導器14由光纖構成。光導器14例如亦可由柔性光纖的射束等構成。光檢測器15係檢測通過光導器14而被傳遞之光者。作為光檢測器15例如能夠採用光電增倍管和光電管等各種光檢測設備。光檢測器15在檢測光時向控制部 20輸出電信號(檢測信號)。
如第3圖所示，控制部20具有劑量計算部21及照射控制部22。控制部20與電流檢測部5、γ射線檢測部11及光檢測器15(中子束檢測器12)電連接。
劑量計算部21依據藉由電流檢測部5檢測之帶電粒子束R的電流值的檢測結果，在照射帶電粒子束R之過程中即時測定(計算)照射靶7之帶電粒子束R的劑量。劑量計算部21按時間對測定出之帶電粒子束R的電流值逐次積分，即時計算帶電粒子束R的劑量。
並且，劑量計算部21依據藉由γ射線檢測部11檢測之γ射線的檢測結果，在照射中子束N之過程中即時測定(計算)γ射線的劑量。
另外，劑量計算部21依據藉由中子束檢測器12檢測之中子束N的檢測結果測定(計算)通過準直器10的開口10a之中子束N的劑量。劑量計算部21從光檢測器15接收檢測信號，並辨別有關中子束之信號和有關γ射線之信號(詳細內容後述)。劑量計算部21與光檢測部15一同構成辨別部。
劑量檢測部21依據所計算之帶電粒子束R的劑量、γ射線的劑量及中子束N的劑量，在照射中子束N之過程中即時、綜合計算在靶7中產生之中子束N的劑量。計算中子束N的劑量等藉由劑量計算部21之結果例如顯示於顯示器(顯示部)31。
照射控制部22依據藉由劑量計算部21計算之中子束 N的劑量，控制對於靶7之帶電粒子束R的照射。照射控制部22向迴旋加速器2及掃描電磁鐵6發送指令信號來控制對於靶7之帶電粒子束R的照射，藉此對向患者照射從靶7生成之中子束N進行控制。照射控制部22將中子束N的照射控制為，劑量計算部21所計算之中子束N的劑量符合預先設定之治療計劃。
劑量計算部21判定有關在光檢測器15中接收之光之檢測信號的波高(光量)是否超過判定閾值Qth，並辨別基於中子束N之檢測信號與基於γ射線之檢測信號。閃爍器13中，作為放射線入射中子束N及γ射線，因此依據光量的強度辨別中子束N與γ射線。
第4圖係表示檢測信號的波高分佈之曲線圖。第4圖中，在橫軸上示出有關在光檢測器15中接收之光之檢測信號的波高(光量)，在縱軸上示出檢測信號的件數(Count/s)。劑量計算部21對波高分佈進行擬合，並檢測波高分佈的峰值。作為用於擬合之函數可舉出下式(1)的高斯函數。
x表示檢測信號的光量，μ表示峰值的位置。
如第4圖所示，劑量計算部21將波高分佈中的第2個峰值P2作為基於中子束N之峰值PN，並將比基於該中子束N之峰值PN低1.5σ的值設定為判定閾值Qth。
其中，劑量計算部21按規定間隔時間變更(調整) 判定閾值Qth。劑量計算部21為了變更判定閾值Qth，將間隔時間設定為“60秒”，並依據有關在該間隔時間內接收之光之檢測信號的波高製作波高分佈，並依據該波高分佈變更判定閾值Qth。另外，間隔時間不限於“60秒”，可以設為其他時間，亦可由工作人員(操作人員或醫生)適當決定。所謂波高分佈係指在橫軸上表示光量，在縱軸上表示檢測到其光量的檢測信號之頻率(件數)之曲線圖。
藉由使用中子捕捉療法裝置1，光導器14的光纖受到放射線而劣化並使得光的透射率下降。若光導器14的光的透射率下降，則在劑量計算部21中計測之光的光量下降，第4圖所示之波高分佈將隨著透射率的下降而向左偏移。劑量檢測部21對間隔時間中之波高分佈擬合高斯函數來設定基於中子束N之峰值PN，並將比該峰值PN低1.5σ的值設定為新的判定閾值Qth。劑量檢測部21依據新的判定閾值Qth來辨別基於中子束N之檢測信號和基於γ射線之檢測信號。
接著，對以上說明之第1實施形態之中子捕捉療法裝置1的作用效果進行說明。
中子捕捉療法裝置1的中子束檢測器12中，若有γ射線或中子束N入射，則閃爍器13會發光，基於該發光之光藉由光導器14被傳送並導入光檢測器15中。光檢測部15依據所導入之光而向控制部20輸出電信號(檢測信號)。控制部20的劑量計算部21能夠依據檢測信號的波 高分佈調整判定閾值Qth，因此即使因放射線而使光導器14的光纖劣化而導致光的透射率下降，亦能夠藉由調整判定閾值Qth來抑制中子束N的檢測精度的下降。藉此，能夠高精度地檢測中子束N。
該中子捕捉療法裝置1的中子束檢測裝置中，對波高分佈擬合高斯函數來檢測基於中子束之峰值PN，並將比峰值PN低1.5σ的值作為判定閾值Qth來進行調整，因此能夠依據光纖的劣化而變更判定閾值Qth來高精度地辨別中子束N和γ射線。由於峰值PN隨著光量的下降而下降，因此藉由依據峰值PN變更判定閾值Qth能夠高精度地辨別中子束N和γ射線。
中子捕捉療法裝置1中，藉由準確計測中子束N的劑量，能夠確認中子束N的照射有無按計劃進行。
本發明不限於前述第一實施形態，在不脫離本發明的宗旨之範圍內能夠進行下述各種變形。
例如閃爍器13的配置位置不限於準直器10內，亦可以是其他位置。閃爍器例如亦可配置於準直器10的下游，亦可配置於患者的表面(被照射部的附近)。
並且，上述第一實施形態中，將比基於中子束N之峰值PN低1.5σ的值作為判定閾值Qth來進行了調整，但亦可將判定閾值Qth變更為其他值。第5圖係表示判定閾值Qth與中子束N的檢測效率之間的關係之表。如第5圖所示，當將比基於中子束N之峰值PN低σ的值作為判定閾值Qth時，中子束N的檢測效率為84.1%。當將比基於中 子束N之峰值PN低1.5σ的值作為判定閾值Qth時，中子束N的檢測效率為93%。並且，當將比基於中子束N之峰值PN低2σ的值作為判定閾值Qth時，中子束N的檢測效率為99.8%。如此，可將比基於中子束N之峰值PN低σ的值作為判定閾值Qth，亦可將比基於中子束N之峰值PN低2σ的值作為判定閾值Qth，還可以將比基於中子束N之峰值PN低其他值的值作為判定閾值Qth。
並且，上述第一實施形態中，藉由對波高分佈擬合高斯函數來檢測基於中子束N之峰值PN，但亦可利用其他函數使得近似於波高分佈來檢測基於中子束N之峰值PN。
並且，作為判定閾值Qth，亦可採用其他值。第6圖係表示檢測信號的波高分佈與判定閾值Qth之間的關係之曲線圖。如第6圖所示，例如將基於中子束N之峰值PN的件數設為100%時，亦可將件數成為50%之值(高斯分佈中較低的值)採用為判定閾值Qth(Qth2)。並且，亦可將相對於峰值PN(P3)之值採用為判定閾值Qth，還可將比峰值PN低規定值的值採用為判定閾值Qth。該規定值亦可依據以前的資料設定。
並且，亦可依據與波高分佈對應之高斯函數的斜率調整判定閾值Qth。例如，如第6圖所示，亦可將高斯函數的斜率成為0之點採用為判定閾值Qth(Qth3)。
(第二實施形態)
接著，對第二實施形態進行說明。本實施形態係主要使用構成不同之光導器14A(參閱第7圖)來代替第一實施形態中之光導器14者。並且，本實施形態中採用處理內容不同於第一實施形態的控制部20之控制部20A(參閱第9圖)。以下，主要對與第一實施形態不同之處進行說明。並且，在附圖說明中，對與第一實施形態相同的要件附加相同的元件符號以省略重複說明。
如第7圖所示，在本實施形態中採用之光導器14A與第一實施形態中之光導器14同樣將在閃爍器13中產生之光傳送到光檢測器15。光導器14由傳送光之光纖部14a及覆蓋光纖部14a的端部之蓋子14b構成。
蓋子14b覆蓋閃爍器13及光纖部14a的端部。蓋子14b的前端部上安裝有LED(發光二極管、光產生部)50。在蓋子14b中與光纖部14a的端部對向之部位設有開口部14c。
LED50的發光係藉由脈衝發生器55(參閱第9圖)來予以控制。LED50係藉由脈衝發生器55來予以控制，而輸出脈衝狀的光信號。LED50中產生之光信號經由蓋子14b的開口部14c入射到光纖部14a。入射到光纖部14a之光信號藉由光纖部14a被傳送到光檢測器15。
第8圖表示有關在光檢測器15中接收之光之檢測信號的波高分佈的曲線圖。如第8圖所示，波高分佈的曲線圖中包含有關在LED50中產生之光信號之檢測信號的波高分佈X、及有關在閃爍器13中產生之光之檢測信號的 波高分佈Y。
如第9圖所示，本實施形態中採用之控制部20A具有劑量計算部21A及照射控制部22。劑量計算部21A判定有關在光檢測器15中接收之光之檢測信號的波高(光量)是否超過判定閾值Qth，並辨別基於中子束N之檢測信號和基於γ射線之檢測信號。
並且，劑量檢測部21A預先記憶有關來自LED50的光信號之檢測信號的波高分佈。LED50為穩定之光源，因此只要光導器14A不劣化，則呈恒定的波高分佈。作為其中一例，劑量計算部21A預先記憶有關光導器14A未劣化時之來自LED50之光信號之檢測信號的波高分佈。
接著，對改變藉由劑量計算部21A辨別基於中子束N之檢測信號和基於γ射線之檢測信號時的判定閾值Qth之處理進行說明。劑量計算部21A對有關來自預先記憶LED50之光信號之檢測信號的波高分佈與藉由光檢測器15實際測定之有關來自LED50之光信號之檢測信號的波高分佈進行比較。
其中，如第8圖所示，若光導器14A劣化，則波高分佈的曲線圖中之波高向減少之方向位移。第8圖中，用虛線表示因光導器14A的劣化而位移之後的波高分佈。
因此，劑量計算部21A對有關來自預先記憶之LED50之光信號之檢測信號的波高分佈與藉由光檢測器15實際測定之有關來自LED50之光信號之檢測信號的波高分佈進行比較，藉此能夠判斷光導器14上有無產生劣 化。
兩個波高分佈中產生偏移時，劑量計算部21A變更判定閾值Qth。例如，劑量計算部21A能夠將判定閾值Qth變更為與藉由光檢測器15檢測之LED50的光量(作為其中一例為45%的光量)對應之值。藉由依據LED50的光量來變更判定閾值Qth，不分析中子分佈即可將判定閾值Qth設定為最佳值。如此，劑量計算部21A與光檢測器15一同構成辨別部。
並且，脈衝產生器55在控制LED50的發光之同時向控制部20A輸出表示使LED50發光之時序之脈衝信號。劑量計算部21A將從光檢測器15輸出之電信號中與從脈衝產生器50輸出之脈衝信號同步之電信號判斷為在LED50中產生之光信號的檢測結果。
藉此，劑量計算部21A在從光檢測器15輸出之電信號中能夠高精度地判別在LED50中產生之光信號的檢測結果和在閃爍器13中產生之光的檢測結果。藉此，劑量計算部21A能夠高精度地求出有關在LED50中產生之光信號之檢測信號的波高分佈X和有關在閃爍器13中產生之光之檢測信號的波高分佈Y。
本實施形態如上構成，劑量計算部21A依據來自LED50之光信號變更判定閾值Qth，藉此能夠依據來自LED50之光信號進一步抑制中子束N的檢測精度的下降。
劑量計算部21A預先記憶有關來自LED50之光信號 之檢測信號的波高分佈。劑量計算部21A對所記憶之波高分佈及藉由光檢測器15實際測定之有關來自LED50之光信號之檢測信號的波高分佈進行比較，藉此能夠即時變更判定閾值Qth。藉此，即使光導器14A劣化，亦能夠即時變更判定閾值Qth。
藉由對所記憶之波高分佈及藉由光檢測器15實際測定之有關來自LED50之光信號之檢測信號的波高分佈進行比較，能夠判斷光導器14A有無劣化。藉此，能夠掌握光導器14A的更換時期等。
藉由將LDE50安裝於蓋子14b，可輕易將產生於LED50之光入射到光導器14A內。
(第三實施形態)
接著，對第三實施形態進行說明。本實施形態主要在第一實施形態上追加了LED用光導器(光產生部用光纖)14B及LED51(參閱第10圖)。並且，本實施形態中，使用處理內容不同於第一實施形態的控制部20之控制部20B(參閱第11圖)。以下，主要對與第一實施形態的不同點進行說明。並且，在附圖說明中，對與第一實施形態相同的要素標註相同的符號以省略重複說明。
其中，利用光檢測器15檢測在閃爍器13中產生之光時，藉由光檢測器15檢測之光量會有所變化。該變化有時因光檢測器15的不穩定性引起，有時因光導器14受到放射線而劣化引起。
以往，很難判定藉由光檢測器15檢測之光量的變化係由光檢測器15的不穩定性引起者還是由因光導器14受到放射線而劣化引起者。因此，本實施形態的目的為，判定藉由光檢測器15檢測之光量的變化係由光檢測器15的不穩定性引起還是由因光導器14受到放射線而劣化引起。
如第10圖所示，中子束檢測器12B具有閃爍器13、光導器14、光檢測器15、LED51及LED用光導器14B。
LED51的發光係藉由脈衝產生器55(參閱第11圖)來予以控制。LED51係藉由脈衝產生器55來予以控制，而輸出脈衝狀的光信號。在LED51中產生之光信號藉由LED用光導器14B被傳送到光檢測器15。
光檢測器15係除了檢測在閃爍器13中產生之光之外，亦檢測在LED51中產生之光信號。光檢測器15在檢測在閃爍器13中產生之光或在LED51中產生之光信號時，向控制部20B(參閱第11圖)輸出電信號(檢測信號)。
如第11圖所示，控制部20B具有劑量計算部21B、照射控制部22及劣化判定部23。劣化判定部23依據藉由光檢測器15檢測之有關來自閃爍器13之光之檢測信號的波高分佈及藉由光檢測器15檢測之有關來自LED51之光信號之檢測信號的波高分佈，判定光檢測器15的不良情況及光導器14有無劣化。
其中，在第12圖(a)中示出有關在光檢測器15中 接收之光之檢測信號的波高分佈的曲線圖。如第12圖所示，波高分佈的曲線圖中包含有關在LED51中產生之光信號之檢測信號的波高分佈X和有關在閃爍器13中產生之光之檢測信號的波高分佈Y。
例如，在光檢測器15中產生不良情況而使得光檢測器15的檢測結果不穩定時，如第12圖(a)所示，有關在LED51中產生之光信號之檢測信號的波高分佈X和有關在閃爍器13中產生之光之檢測信號的波高分佈Y整體向波高的增加方向或減少方向位移。另外，第12圖(a)中，用虛線表示向波高的減少方向位移時的波高分佈。
因此，在有關在LED51中產生之光信號之檢測信號的波高分佈X和有關在閃爍器13中產生之光之檢測信號的波高分佈Y整體位移時，劣化判定部23判定光檢測器15中產生了不良情況。另外，劣化判定部23亦可對預先記憶之波高分佈和基於藉由光檢測器15實際測定之結果之波高分佈進行比較，藉此判定光檢測器15有無不良情況。亦或，亦可在波高分佈隨著時間的經過而進行位移時，判定光檢測器15有無不良情況。
並且，例如在光導器14上產生劣化時，如第12圖(b)所示，只有有關在閃爍器13中產生之光之檢測信號的波高分佈Y向波高的減少方向位移。另外，第12圖(b)中，用虛線表示向波高的減少方向位移時的波高分佈Y。即使光導器14產生劣化亦不會影響來自LED51之光信號，因此波高分佈X上沒有變化。
因此，當只有有關在閃爍器13中產生之光之檢測信號的波高分佈Y位移時，劣化判定部23判定為光導器14上產生了劣化。另外，劣化判定部23亦可對預先記憶之波高分佈和基於藉由光檢測器15實際測定之結果之波高分佈進行比較，藉此判定光導器14有無劣化。亦或，亦可在波高分佈Y隨著時間的經過而進行位移時，判定光導器14有無劣化。
並且，脈衝產生器55在控制LED51的發光之同時向控制部20B輸出表示使LED51發光之時序之脈衝信號。劑量計算部21B將從光檢測器15輸出之電信號中與從脈衝產生器55輸出之脈衝信號同步之電信號判斷為在LED51中產生之光信號的檢測結果。
藉此，劑量計算部21B在從光檢測器15輸出之電信號中能夠高精度地判別在LED51中產生之光信號的檢測結果和在閃爍器13中產生之光的檢測結果。藉此，劑量計算部21B能夠高精度地求出有關在LED51中產生之光信號之檢測信號的波高分佈X和有關在閃爍器13中產生之光之檢測信號的波高分佈Y。
本實施形態如上構成，判定部依據有關來自LED51之光信號之檢測信號的波高分佈及有關來自閃爍器13之光之檢測信號的波高分佈來判定光檢測器15有無不良情況及光導器14有無產生劣化。藉此，當藉由光檢測器15檢測之光量有變化時，能夠即時判定係由光檢測器15的不良情況引起者還是由光導器14的劣化引起者。能夠即 時確定引起藉由光檢測器15檢測之光量的變化原因，因此能夠在檢測光之過程中對檢測器15的不穩定性進行補正。
另外，亦可組合使用第二實施形態中所說明之在光導器14A的前端安裝LED50來變更判定閾值Qth之構成和如第三實施形態中所說明，判定光檢測器15有無不良情況及光導器14有無產生劣化之構成。
以上，本發明不限於前述第一至第三實施形態，在不脫離本發明的宗旨之範圍內可以進行如下各種變形。例如，在第一至第三實施形態中，將本發明的一個方面之中子束檢測裝置應用於中子捕捉療法裝置1中，但中子束檢測裝置的用途並無限定。例如，亦可將本發明的一個方面之中子束檢測裝置應用於監控原子爐的運行狀態之監控器中。並且，亦可在測定物理實驗中使用之加速中子時使用本發明的一個方面之中子束檢測裝置。並且，亦可在非破壞檢查用中子照射裝置中使用本發明的一個方面之中子束檢測裝置。
〔產業上的可利用性〕
依本發明的種種方面，能夠提供一種即使因光纖劣化而使得光的透射性下降，亦能夠抑制中子束的檢測精度的下降之中子束檢測裝置及中子捕捉療法裝置。

Claims (11)

  1. 一種檢測中子束之中子束檢測裝置，其具備：閃爍器，若有放射線入射則產生光；光纖，傳送在前述閃爍器中產生之前述光；及辨別部，接收藉由前述光纖傳送之前述光，當有關所接收之前述光之檢測信號的波高超過判定閾值時，將前述檢測信號辨別為有關前述中子束之信號，前述辨別部依據前述光纖的劣化調整前述判定閾值。
  2. 如申請專利範圍第1項所述之中子束檢測裝置，其中，前述辨別部依據前述檢測信號的波高分佈來調整前述判定閾值。
  3. 如申請專利範圍第2項所述之中子束檢測裝置，其中，前述辨別部檢測前述波高分佈中基於前述中子束之峰值，並依據前述峰值調整前述判定閾值。
  4. 如申請專利範圍第3項所述之中子束檢測裝置，其中，前述辨別部將比前述峰值低規定值的值設定為前述判定閾值。
  5. 如申請專利範圍第4項所述之中子束檢測裝置，其中，前述辨別部對前述波高分佈擬合高斯函數來檢測基於前述中子束之峰值，並將比前述峰值低1.5σ的值作為前 述判定閾值。
  6. 如申請專利範圍第1項所述之中子束檢測裝置，其中，該中子束檢測裝置還具備光產生部，前述辨別部依據來自前述光產生部之光信號來調整前述判定閾值。
  7. 如申請專利範圍第6項所述之中子束檢測裝置，其中，前述辨別部預先記憶來自前述光產生部之規定的前述光信號，並對前述所記憶之前述規定的光信號和經由前述光纖檢測之實際檢測之前述光信號進行比較，並依據比較結果調整前述判定閾值。
  8. 如申請專利範圍第6或7項所述之中子束檢測裝置，其中，前述光產生部安裝於前述光纖中在前述閃爍器中產生之光所入射之側的端部。
  9. 如申請專利範圍第6項所述之中子束檢測裝置，其中，該中子束檢測裝置還具備判定部，該判定部依據來自前述光產生部之前述光信號，判定有無產生下列情形中的任一種，亦即前述光纖有無因前述放射線而產生劣化及前述辨別部有無產生不良情況。
  10. 如申請專利範圍第9項所述之中子束檢測裝置，其中， 該中子束檢測裝置還具備傳送在前述光產生部中產生之前述光信號之光產生部用光纖，前述辨別部還接收藉由前述光產生部用光纖傳送之前述光信號，當有關藉由前述辨別部接收之光之在前述閃爍器中產生之前述光之檢測信號的波高及、有關從前述光產生部輸出之前述光信號之檢測信號的波高整體向波高的增加方向或減少方向位移時，前述判定部判定在前述辨別部上產生了不良情況；當只有有關在前述閃爍器中產生之前述光之檢測信號的波高向波高的減少方向位移時，前述判定部判定前述光纖因前述放射線而產生了劣化。
  11. 一種中子捕捉療法裝置，其具備申請專利範圍第1至10項中任一項所述之中子束檢測裝置。
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Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6430264B2 (ja) * 2015-01-19 2018-11-28 住友重機械工業株式会社 負イオン源装置
JP6613464B2 (ja) * 2015-03-06 2019-12-04 住友重機械工業株式会社 中性子線検出装置
CN106552322B (zh) * 2015-09-28 2018-08-21 南京中硼联康医疗科技有限公司 用于中子捕获治疗***的射束诊断***
JP2019152436A (ja) * 2016-07-22 2019-09-12 株式会社トクヤマ 計数方法および放射線検出装置
JP6565120B2 (ja) * 2016-09-23 2019-08-28 住友重機械工業株式会社 中性子捕捉療法システム、及び中性子捕捉療法用治療計画システム
JP6742259B2 (ja) * 2017-03-02 2020-08-19 住友重機械工業株式会社 中性子線検出システム、及び中性子線検出システムの設定方法
JP6938627B2 (ja) * 2017-05-16 2021-09-22 住友重機械工業株式会社 中性子捕捉療法システム
RU2739171C1 (ru) 2017-12-15 2020-12-21 Нойборон Медтех Лтд. Система нейтронозахватной терапии
JP7021989B2 (ja) * 2018-03-16 2022-02-17 住友重機械工業株式会社 中性子捕捉療法システム、及び中性子線検出装置
JP7084758B2 (ja) * 2018-03-28 2022-06-15 住友重機械工業株式会社 中性子線検出装置、及び中性子線検出装置の異常検知方法
CN113877077B (zh) * 2020-07-03 2023-11-24 中硼(厦门)医疗器械有限公司 中子捕获治疗设备

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6171381A (ja) 1984-09-17 1986-04-12 Japan Atom Energy Res Inst 波形弁別回路
JPH10160845A (ja) * 1996-12-04 1998-06-19 Mitsubishi Electric Corp シンチレーションファイバ束の劣化診断装置およびその劣化診断方法、並びに放射線の深部線量測定装置の校正装置
EP1825300B1 (en) * 2005-07-22 2011-12-14 ICX Radiation GmbH Detector for the measurement of ionizing radiation
US7525101B2 (en) * 2006-05-26 2009-04-28 Thermo Niton Analyzers Llc Neutron and gamma ray monitor
JP2008026195A (ja) * 2006-07-24 2008-02-07 Hitachi Ltd 中性子強度分布測定装置
US7863579B2 (en) * 2007-05-09 2011-01-04 Avraham Suhami Directional neutron detector
US7626178B2 (en) * 2007-12-03 2009-12-01 General Electric Company Integrated neutron-gamma radiation detector with adaptively selected gamma threshold
CN101470207A (zh) * 2007-12-29 2009-07-01 同方威视技术股份有限公司 多道脉冲分析器及峰飘实时修正方法
RU2494416C2 (ru) * 2008-03-24 2013-09-27 Токуяма Корпорейшн Сцинтиллятор для детектирования нейтронов и нейтронный детектор
JP5916421B2 (ja) * 2012-02-14 2016-05-11 株式会社トクヤマ 中性子検出器

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Publication number Publication date
EP3006961A4 (en) 2017-03-22
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