WO2014192321A1 - 中性子線検出装置及び中性子捕捉療法装置 - Google Patents

中性子線検出装置及び中性子捕捉療法装置 Download PDF

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neutron beam
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滝　和也
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住友重機械工業株式会社
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    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N2005/1085—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy characterised by the type of particles applied to the patient
    • A61N2005/109—Neutrons

Definitions

  • the present invention relates to a neutron beam detection apparatus and a neutron capture therapy apparatus including an optical fiber that transmits light generated by a scintillator.
  • Patent Document 1 There is a technique described in Patent Document 1 as a technique for discriminating between neutron rays and gamma rays.
  • neutrons or gamma rays When neutrons or gamma rays are incident on the scintillator, scintillation emission occurs. The light generated by the scintillator is converted into an electric pulse by a photomultiplier tube. This electric pulse differs between neutron rays and gamma rays due to the difference in emission decay time.
  • neutron rays and gamma rays are discriminated by the difference in pulse width.
  • An object of one aspect of the present invention is to provide a neutron beam detection apparatus and a neutron capture therapy apparatus that can suppress a decrease in detection accuracy of neutron beams.
  • One aspect of the present invention is a neutron beam detector for detecting a neutron beam, a scintillator that generates light when radiation enters, an optical fiber that transmits light generated by the scintillator, and light transmitted by the optical fiber. And a discriminating unit for discriminating the detection signal from the signal related to the neutron beam when the wave height of the detection signal related to the received light exceeds the determination threshold, and the discriminating unit sets the determination threshold according to the deterioration of the optical fiber. adjust.
  • the scintillator that receives radiation emits light, and the light generated by this light emission is transmitted through an optical fiber and introduced into the discrimination section.
  • the discrimination unit discriminates the detection signal from the signal related to the neutron beam when the wave height of the detection signal related to the received light exceeds the determination threshold value.
  • the discrimination unit of the neutron beam detector can adjust the determination threshold according to the deterioration of the optical fiber, so even if the optical fiber is deteriorated by radiation and the light transmittance is reduced, the determination threshold is set. It can be adjusted to suppress a decrease in neutron beam detection accuracy.
  • the discrimination unit may adjust the determination threshold based on the wave height distribution of the detection signal.
  • the determination threshold can be adjusted based on the wave height distribution of the detection signal, and a decrease in the detection accuracy of the neutron beam can be suppressed.
  • the discriminating unit may detect a peak due to the neutron beam in the wave height distribution and adjust the determination threshold based on the peak.
  • the neutron beam peak also decreases as the transmittance decreases, so by adjusting the decision threshold based on the neutron beam peak, the neutron beam can be detected with high accuracy, and the detection accuracy can be improved. The decrease can be suppressed.
  • the peak of the neutron beam in the wave height distribution may be set based on past data.
  • the discrimination unit may set a value that is a predetermined value lower than the peak as the determination threshold.
  • the determination threshold can be adjusted according to the deterioration of the optical fiber.
  • the predetermined value may be set based on past data.
  • the discriminating unit may detect a peak due to a neutron beam by fitting a Gaussian function to the wave height distribution, and may use a value 1.5 ⁇ lower than the peak as a determination threshold.
  • the neutron beam detector detects a peak due to a neutron beam by fitting a wave height distribution using a Gaussian function.
  • the discriminating unit can further suppress the decrease in the detection accuracy of the neutron beam by adjusting the determination threshold value to a value lower by 1.5 ⁇ from the peak due to the neutron beam.
  • the neutron beam detection apparatus may further include a light generation unit, and the discrimination unit may adjust the determination threshold based on an optical signal from the light generation unit.
  • the discriminating unit adjusts the determination threshold based on the optical signal from the light generating unit, so that a decrease in the detection accuracy of the neutron beam can be further suppressed based on the optical signal from the light generating unit.
  • the discriminating unit stores a predetermined optical signal from the light generating unit, compares the stored predetermined optical signal with an actual optical signal detected through the optical fiber, and based on the comparison result
  • the determination threshold value may be adjusted.
  • the discrimination unit can adjust the determination threshold in real time by adjusting the determination threshold based on the stored predetermined optical signal and the actually measured optical signal. Thereby, even if an optical fiber deteriorates, a determination threshold value can be adjusted in real time.
  • the light generator may be attached to the end of the optical fiber where the light generated by the scintillator is incident. Thereby, a determination threshold value can be adjusted based on the optical signal from the light generation part attached to the edge part of an optical fiber.
  • the neutron beam detector determines, based on the optical signal from the light generator, whether the optical fiber has been deteriorated by radiation or that the discriminator has a defect.
  • the determination part to perform may be further provided. Thereby, it is possible to determine which one of the deterioration of the optical fiber and the malfunction of the discriminating part has occurred using the optical signal from the light generating part.
  • the neutron beam detection apparatus further includes an optical fiber for a light generation unit that transmits an optical signal generated by the light generation unit, and the discrimination unit further receives the optical signal transmitted by the optical fiber for the light generation unit, and determines the determination unit.
  • the wave height of the detection signal related to the light generated by the scintillator received by the discriminating unit and the wave height of the detection signal related to the optical signal output from the light generating unit are shifted in the direction of increasing or decreasing the wave height as a whole It may be determined that there is a defect in the discriminating section, and it is determined that the optical fiber is deteriorated due to radiation when only the wave height of the detection signal related to the light generated by the scintillator is shifted in the direction of decreasing the wave height. .
  • the determination unit determines the occurrence of the malfunction of the discrimination unit and the deterioration of the optical fiber based on the wave height of the detection signal related to the light generated by the scintillator and the wave height of the detection signal related to the optical signal output from the light generation unit. Can be determined.
  • Another aspect of the present invention is a neutron capture therapy apparatus including the neutron beam detection apparatus described above.
  • This neutron capture therapy apparatus is equipped with a neutron beam detection apparatus, and a scintillator that receives a gamma ray or a neutron beam emits light, and the light generated by the light emission is transmitted through an optical fiber and introduced into a discrimination unit.
  • the discriminating unit discriminates the detection signal from the signal related to the neutron beam when the wave height of the detection signal related to the received light exceeds the determination threshold value, and when the wave height of the detection signal does not exceed the determination threshold value, Distinguish from signals.
  • the discrimination unit of the neutron beam detector can adjust the determination threshold according to the deterioration of the optical fiber, so even if the optical fiber is deteriorated by radiation and the light transmittance is reduced, the determination threshold is set. It can be adjusted to suppress a decrease in neutron beam detection accuracy.
  • a neutron beam detection apparatus and a neutron capture therapy apparatus capable of suppressing a decrease in neutron beam detection accuracy even when the optical fiber deteriorates and the light transmittance decreases. can do.
  • a neutron capture therapy device 1 shown in FIG. 1 is a device that performs cancer treatment using boron neutron capture therapy (BNCT).
  • BNCT boron neutron capture therapy
  • a neutron beam N is irradiated to a tumor of a patient (irradiated body) 50 to which boron ( 10 B) is administered.
  • the neutron capture therapy apparatus 1 includes a cyclotron 2.
  • the cyclotron 2 is an accelerator that generates charged particle beams R by accelerating charged particles such as negative ions.
  • the charged particle beam R is a proton beam generated by stripping charges from negative ions.
  • the proton beam is generated by stripping electrons in the cyclotron 2 using a foil stripper or the like in the cyclotron 2 and is emitted from the cyclotron 2.
  • the accelerator is not limited to a cyclotron, and may be a synchrotron, a synchrocyclotron, a linac, or the like.
  • the charged particle beam R emitted from the cyclotron 2 is sent to the neutron beam generation unit M.
  • the neutron beam generation unit M includes a target 7, a moderator 9 and a collimator 10.
  • the charged particle beam R emitted from the cyclotron 2 passes through the beam duct 3 and travels toward the target 7 disposed at the end of the beam duct 3.
  • a plurality of quadrupole electromagnets 4, a current detector 5, and a scanning electromagnet 6 are provided along the beam duct 3.
  • the plurality of quadrupole electromagnets 4 adjust the beam axis and beam diameter of the charged particle beam R using, for example, an electromagnet.
  • the current detector 5 detects the current value of the charged particle beam R irradiated to the target 7 (that is, the charge and the irradiation dose rate) in real time during the irradiation of the charged particle beam R.
  • the current detector 5 is a non-destructive DCCT (DC Current Transformer) that can measure current without affecting the charged particle beam R.
  • the current detection unit 5 outputs the detection result to the control unit 20 described later.
  • Dose rate means a dose per unit time.
  • the current detection unit 5 detects the current value of the charged particle beam R irradiated to the target 7 with high accuracy, so that the influence of the quadrupole electromagnet 4 is eliminated on the downstream side (charged particle). It is provided immediately before the scanning electromagnet 6 on the downstream side of the line R). That is, since the scanning electromagnet 6 always scans the target 7 so that the charged particle beam R is not irradiated at the same place, a large current detection is required to dispose the current detection unit 5 downstream of the scanning electromagnet 6. Part 5 is required. In contrast, by providing the current detection unit 5 on the upstream side of the scanning electromagnet 6, the current detection unit 5 can be reduced in size.
  • the scanning electromagnet 6 scans the charged particle beam R and controls the irradiation of the charged particle beam R to the target 7.
  • the scanning electromagnet 6 controls the irradiation position of the charged particle beam R with respect to the target 7.
  • the neutron capture therapy apparatus 1 generates a neutron beam N by irradiating the target 7 with the charged particle beam R, and emits the neutron beam N toward the patient 50.
  • the neutron capture therapy apparatus 1 includes a target 7, a shield 8, a moderator 9, a collimator 10, and a gamma ray detector 11.
  • the neutron capture therapy apparatus 1 includes a control unit 20.
  • the control unit 20 includes a CPU [Central Processing Unit], a ROM [Read Only Memory], a RAM [Random Access Memory], and the like, and is an electronic control unit that comprehensively controls the neutron capture therapy apparatus 1.
  • the target 7 generates a neutron beam N when irradiated with the charged particle beam R.
  • the target 7 here is made of, for example, beryllium (Be), lithium (Li), tantalum (Ta), or tungsten (W), and has a disk shape with a diameter of, for example, 160 mm.
  • the target 7 is not limited to plate shape, For example, a liquid may be sufficient.
  • the moderator 9 decelerates the energy of the neutron beam N generated by the target 7.
  • the moderator 9 includes a first moderator 9A that mainly decelerates fast neutrons contained in the neutron beam N, and a second moderator 9B that mainly decelerates epithermal neutrons contained in the neutron beam N. It has a laminated structure.
  • the shield 8 shields the generated neutron beam N and the gamma rays generated by the generation of the neutron beam N so as not to be emitted to the outside.
  • the shield 8 is provided so as to surround the moderator 9.
  • the upper part and the lower part of the shield 8 extend to the upstream side of the charged particle beam R from the moderator 9, and a gamma ray detection unit 11 is provided in these extended parts.
  • the collimator 10 shapes the irradiation field of the neutron beam N, and has an opening 10a through which the neutron beam N passes.
  • the collimator 10 is a block-shaped member having an opening 10a at the center, for example.
  • the gamma ray detection unit 11 detects gamma rays generated from the neutron beam generation unit M by irradiation with the charged particle beam R in real time during generation of neutron beams (that is, during irradiation of the neutron beam N to the patient 50). is there.
  • a scintillator, an ionization chamber, and other various gamma ray detection devices can be employed.
  • the gamma ray detector 11 is provided on the upstream side of the charged particle beam R from the moderator 9 around the target 7.
  • the gamma ray detection unit 11 is disposed inside the upper and lower portions of the shield 8 extending upstream of the charged particle beam R, respectively.
  • the number of gamma ray detection units 11 is not particularly limited, and may be one or three or more. When three or more gamma ray detectors 11 are provided, they can be provided at predetermined intervals so as to surround the outer periphery of the target 7.
  • the gamma ray detection unit 11 outputs a gamma ray detection result to the control unit 20. A configuration without the gamma ray detection unit 11 may be used.
  • the collimator 10 detects the neutron beam N passing through the opening 10a of the collimator 10 in real time during generation of the neutron beam (that is, during irradiation of the neutron beam N to the patient 50).
  • a neutron detector 12 is provided.
  • the neutron beam detector 12 is provided at least in part in a through hole 10b (a through hole formed in a direction orthogonal to the opening 10a) formed in the collimator 10.
  • the neutron beam detector 12 includes a scintillator 13, a light guide 14, and a photodetector 15.
  • the scintillator 13 is a phosphor that converts incident radiation (neutron beam N, gamma ray) into light.
  • the internal crystal In the scintillator 13, the internal crystal is in an excited state according to the dose of incident radiation, and generates scintillation light.
  • the scintillator 13 is provided in the through hole 10 b of the collimator 10 and is exposed to the opening 10 a of the collimator 10.
  • the scintillator 13 emits light when the neutron beam N or gamma ray in the opening 10 a enters the scintillator 13.
  • the scintillator 13 may employ 6 Li glass scintillator, LiCAF scintillator, a plastic scintillator coated with 6 LiF, a 6 LiF / ZnS scintillators like.
  • the traveling direction of the neutron beam N is shown by a straight line, but actually the neutron beam N travels so as to diffuse. For this reason, the neutron beam N is also irradiated to the scintillator 13 provided in the through hole 10 b, and the neutron beam N can be detected by the scintillator 13.
  • the light guide 14 is a member that transmits light generated by the scintillator 13.
  • the light guide 14 is composed of an optical fiber.
  • the light guide 14 may be composed of a bundle of flexible optical fibers, for example.
  • the light detector 15 detects light transmitted through the light guide 14.
  • various types of photodetectors such as a photomultiplier tube and a photoelectric tube can be employed.
  • the photodetector 15 outputs an electrical signal (detection signal) to the control unit 20 when detecting light.
  • control unit 20 has a dose calculation unit 21 and an irradiation control unit 22.
  • the control unit 20 is electrically connected to the current detection unit 5, the gamma ray detection unit 11, and the photodetector 15 (neutron beam detector 12).
  • the dose calculation unit 21 measures the dose of the charged particle beam R irradiated to the target 7 in real time during the irradiation of the charged particle beam R based on the detection result of the current value of the charged particle beam R by the current detection unit 5. (calculate.
  • the dose calculation unit 21 sequentially integrates the measured current value of the charged particle beam R with respect to time, and calculates the dose of the charged particle beam R in real time.
  • the dose calculation unit 21 measures (calculates) the dose of gamma rays in real time during irradiation with the neutron beam N based on the detection result of the gamma rays by the gamma ray detection unit 11.
  • the dose calculation unit 21 measures (calculates) the dose of the neutron beam N passing through the opening 10a of the collimator 10 based on the detection result of the neutron beam N by the neutron beam detector 12.
  • the dose calculation unit 21 receives a detection signal from the photodetector 15 and discriminates a signal related to a neutron beam and a signal related to a gamma ray (details will be described later).
  • the dose calculation unit 21 forms a discrimination unit together with the light detection unit 15.
  • the dose calculation unit 21 Based on the calculated charged particle beam R dose, gamma ray dose, and neutron beam N dose, the dose calculation unit 21 comprehensively calculates the dose of the neutron beam N generated by the target 7 during irradiation of the neutron beam N. Calculate in real time.
  • the calculation result by the dose calculation unit 21 such as the dose of the neutron beam N is displayed on a display (display unit) 31, for example.
  • the irradiation control unit 22 controls irradiation of the charged particle beam R to the target 7 based on the dose of the neutron beam N calculated by the dose calculation unit 21.
  • the irradiation controller 22 controls the irradiation of the patient with the neutron beam N generated from the target 7 by transmitting a command signal to the cyclotron 2 and the scanning electromagnet 6 to control the irradiation of the charged particle beam R to the target 7. .
  • the irradiation control unit 22 performs irradiation control of the neutron beam N so that the dose of the neutron beam N calculated by the dose calculation unit 21 follows a preset treatment plan.
  • the dose calculation unit 21 determines whether or not the wave height (light quantity) of the detection signal related to the light received by the photodetector 15 exceeds the determination threshold value Qth, and outputs the detection signal by the neutron beam N and the detection signal by the gamma ray. Discriminate. In the scintillator 13, since the neutron beam N and the gamma ray are incident as radiation, the neutron beam N and the gamma ray are discriminated according to the intensity of the light amount.
  • FIG. 4 is a graph showing the wave height distribution of the detection signal.
  • the horizontal axis indicates the wave height (light quantity) of the detection signal related to the light received by the photodetector 15, and the vertical axis indicates the number of events (Count / s) of the detection signal.
  • the dose calculation unit 21 performs fitting on the wave height distribution and detects the peak of the wave height distribution.
  • the Gaussian function of following formula (1) is mentioned.
  • x represents the light amount of the detection signal
  • ⁇ represents the peak position.
  • the dose calculator 21, the second peak P 2 in height distribution and the peak P N by neutrons N determined 1.5 ⁇ lower value from a peak P N by the neutrons N Set to the threshold value Qth .
  • the dose calculation unit 21 changes (adjusts) the determination threshold value Q th every predetermined interval time.
  • the dose calculation unit 21 sets “60 seconds” as an interval time for changing the determination threshold value Q th , creates a wave height distribution based on the wave height of the detection signal related to the light received within the interval time,
  • the determination threshold Q th is changed based on the distribution.
  • the interval time is not limited to 60 seconds, and may be another time, or may be determined appropriately by an operator (operator or doctor).
  • the wave height distribution refers to a graph in which the horizontal axis indicates the amount of light and the vertical axis indicates the frequency (number of events) at which the detection signal for the amount of light is detected.
  • the optical fiber of the light guide 14 is deteriorated by receiving radiation, and the light transmittance is reduced.
  • the light amount measured by the dose calculation unit 21 decreases, and the wave height distribution shown in FIG. 4 shifts to the left as the transmittance decreases.
  • Dose detection unit 21 sets a peak P N by neutrons N by fitting a Gaussian function to the pulse height distribution in the interval time, it sets the 1.5 ⁇ lower value from the peak P N to a new decision threshold Q th.
  • the dose detection unit 21 discriminates the detection signal by the neutron beam N and the detection signal by the gamma ray based on the new determination threshold value Qth .
  • the neutron beam detector 12 of the neutron capture therapy apparatus 1 emits light from the scintillator 13 when gamma rays or neutron beams N are incident, and the light generated by the light emission is transmitted by the light guide 14 and introduced into the light detector 15.
  • the light detection unit 15 outputs an electrical signal (detection signal) to the control unit 20 in accordance with the introduced light. Since the dose calculation unit 21 of the control unit 20 can adjust the determination threshold value Q th based on the wave height distribution of the detection signal, when the optical fiber of the light guide 14 is deteriorated by radiation and the light transmittance is reduced. Even so, the determination threshold value Qth can be adjusted to suppress a decrease in the detection accuracy of the neutron beam N. Thereby, the neutron beam N can be detected with high accuracy.
  • neutron detector of the neutron capture therapy apparatus 1 detects the peak P N by neutrons by fitting a Gaussian function to the height distribution, since adjusting the 1.5 ⁇ low as determination threshold Q th peak P N
  • the determination threshold value Qth is changed in accordance with the deterioration of the optical fiber, and the neutron beam N and the gamma beam can be discriminated with high accuracy. Since the peak PN decreases as the amount of light decreases, the neutron beam N and the gamma beam can be accurately distinguished by changing the determination threshold value Qth according to the peak PN.
  • the neutron capture therapy apparatus 1 can accurately measure the dose of the neutron beam N and confirm that the irradiation of the neutron beam N is performed as planned.
  • the place where the scintillator 13 is arranged is not limited to the collimator 10 and may be another place.
  • the scintillator may be disposed downstream of the collimator 10 or may be disposed on the surface of the patient (near the irradiated portion).
  • FIG. 5 is a table showing the relationship between the determination threshold value Qth and the detection efficiency of the neutron beam N. As shown in FIG. 5, when the lower value ⁇ from the peak P N by neutrons N and a determination threshold Q th is the detection efficiency of neutron N was 84.1%. If the 1.5 ⁇ lower value from a peak P N by neutrons N and a determination threshold Q th is the detection efficiency of neutron N was 93%.
  • the 2 ⁇ lower value from a peak P N by neutrons N and a determination threshold Q th is the detection efficiency of neutron N it was 99.8%.
  • a determination threshold Q th the ⁇ lower value from a peak P N by neutrons N it may be a determination threshold Q th the 2 ⁇ lower value from a peak P N by neutrons N, other values lower determination threshold Q th may also be used.
  • the peak P N by neutrons by fitting a Gaussian function to the pulse height distribution, by approximating the pulse height distribution with other functions, the peak P by Neutron N may be detected.
  • FIG. 6 is a graph showing the relationship between the wave height distribution of the detection signal and the determination threshold value Qth .
  • Q th Q th2
  • the determination threshold value Qth may be adjusted based on the slope of the Gaussian function corresponding to the wave height distribution. For example, a point where the slope of the Gaussian function is 0 as shown in FIG. 6 may be adopted as the determination threshold value Q th (Q th3 ).
  • a second embodiment Next, a second embodiment will be described.
  • a light guide 14A (see FIG. 7) having a different configuration is mainly used instead of the light guide 14 in the first embodiment.
  • a control unit 20A (see FIG. 9) having a different processing content from the control unit 20 of the first embodiment is used.
  • differences from the first embodiment will be mainly described.
  • the same elements as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted.
  • the light guide 14 ⁇ / b> A used in this embodiment transmits light generated by the scintillator 13 to the photodetector 15, similarly to the light guide 14 in the first embodiment.
  • the light guide 14 includes an optical fiber portion 14a that transmits light and a cap 14b that covers an end portion of the optical fiber portion 14a.
  • the cap 14b covers the end of the optical fiber portion 14a together with the scintillator 13.
  • An LED (light emitting diode, light generator) 50 is attached to the tip of the cap 14b.
  • An opening 14c is provided in a portion of the cap 14b that faces the end of the optical fiber portion 14a.
  • the light emission of the LED 50 is controlled by a pulse generator 55 (see FIG. 9).
  • the LED 50 is controlled by a pulse generator 55 and outputs a pulsed optical signal.
  • An optical signal generated by the LED 50 enters the optical fiber portion 14a through the opening 14c of the cap 14b.
  • the optical signal incident on the optical fiber portion 14a is transmitted to the photodetector 15 by the optical fiber portion 14a.
  • FIG. 8 shows a graph of the wave height distribution of the detection signal relating to the light received by the photodetector 15.
  • the graph of the wave height distribution includes a wave height distribution X of the detection signal related to the optical signal generated by the LED 50 and a wave height distribution Y of the detection signal related to the light generated by the scintillator 13.
  • the control unit 20 ⁇ / b> A used in the present embodiment includes a dose calculation unit 21 ⁇ / b> A and an irradiation control unit 22.
  • the dose calculation unit 21A determines whether or not the wave height (light quantity) of the detection signal related to the light received by the photodetector 15 exceeds the determination threshold value Qth, and outputs the detection signal by the neutron beam N and the detection signal by the gamma ray. Discriminate.
  • the dose calculation unit 21A stores in advance the wave height distribution of the detection signal related to the optical signal from the LED 50. Since the LED 50 is a stable light source, if the light guide 14A is not deteriorated, a constant wave height distribution is obtained. As an example, the dose calculation unit 21A stores in advance the wave height distribution of the detection signal related to the optical signal from the LED 50 when the light guide 14A is not deteriorated.
  • the dose calculation unit 21A compares the wave height distribution of the detection signal related to the optical signal from the LED 50 stored in advance with the wave height distribution of the detection signal related to the optical signal from the LED 50 actually measured by the photodetector 15.
  • the wave height distribution graph shifts in a direction in which the wave height decreases.
  • the wave height distribution after being shifted due to deterioration of the light guide 14A is indicated by a broken line.
  • the dose calculation unit 21 ⁇ / b> A stores the pre-stored wave height distribution of the detection signal related to the optical signal from the LED 50 and the wave height distribution of the detection signal related to the optical signal from the LED 50 actually measured by the photodetector 15. By comparing, it can be determined whether or not the light guide 14 is deteriorated.
  • the dose calculation unit 21A changes the determination threshold value Qth .
  • the dose calculation unit 21A can change the determination threshold value Qth to a value corresponding to the light amount of the LED 50 detected by the photodetector 15 (for example, 45% light amount).
  • the determination threshold Q th By changing the determination threshold Q th based on the amount of LED 50, it can be set to an optimum value determination threshold Q th without performing analysis of the distribution of neutrons.
  • the dose calculation unit 21 ⁇ / b> A constitutes a discrimination unit together with the light detection unit 15.
  • the pulse generator 55 controls the light emission of the LED 50 and outputs a pulse signal indicating the timing of causing the LED 51 to emit light to the control unit 20A.
  • the dose calculation unit 21A determines that the electrical signal synchronized with the pulse signal output from the pulse generator 55 among the electrical signals output from the photodetector 15 is the detection result of the optical signal generated by the LED 50. .
  • the dose calculation unit 21A can accurately discriminate between the detection result of the optical signal generated by the LED 50 and the detection result of the light generated by the scintillator 13 among the electric signals output from the photodetector 15. it can.
  • the dose calculation unit 21 ⁇ / b> A can accurately obtain the wave height distribution X of the detection signal related to the optical signal generated in the LED 50 and the wave height distribution Y of the detection signal related to the light generated in the scintillator 13.
  • the dose calculation unit 21A is, by changing the determination threshold Q th based on the light signal from the LED 50, the detection accuracy of neutrons N based on the light signal from the LED 50 The decrease can be further suppressed.
  • the dose calculation unit 21A stores in advance the wave height distribution of the detection signal related to the optical signal from the LED 50.
  • the dose calculation unit 21A compares the stored wave height distribution with the wave height distribution of the detection signal related to the optical signal from the LED 50 actually measured by the photodetector 15, thereby changing the determination threshold Qth in real time. be able to. Thereby, even if the light guide 14 deteriorates, the determination threshold value Qth can be changed in real time.
  • the presence or absence of deterioration of the light guide 14A can be determined by comparing the stored wave height distribution with the wave height distribution of the detection signal relating to the optical signal from the LED 50 actually measured by the photodetector 15. Thereby, the replacement time of the light guide 14A can be grasped.
  • the LED 50 By attaching the LED 50 to the cap 14b, the light generated by the LED 50 can easily enter the light guide 14A.
  • an LED light guide (light generating portion optical fiber) 14B and an LED 51 are mainly added to the first embodiment.
  • a control unit 20B (see FIG. 11) having a different processing content from the control unit 20 of the first embodiment is used.
  • differences from the first embodiment will be mainly described.
  • the same elements as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted.
  • the amount of light detected by the photodetector 15 may change. This change may occur due to instability of the photodetector 15 or may occur due to deterioration of the light guide 14 due to radiation.
  • the neutron beam detector 12B includes a scintillator 13, a light guide 14, a photodetector 15, an LED 51, and an LED light guide 14B.
  • the light emission of the LED 51 is controlled by a pulse generator 55 (see FIG. 11).
  • the LED 51 is controlled by a pulse generator 55 and outputs a pulsed optical signal.
  • the optical signal generated by the LED 51 is transmitted to the photodetector 15 by the LED light guide 14B.
  • the light detector 15 detects the light signal generated by the LED 51 in addition to the light generated by the scintillator 13.
  • the photodetector 15 outputs an electrical signal (detection signal) to the control unit 20B (see FIG. 11) when detecting the light generated by the scintillator 13 or the optical signal generated by the LED 51.
  • the control unit 20B includes a dose calculation unit 21B, an irradiation control unit 22, and a deterioration determination unit 23.
  • the deterioration determination unit 23 is based on the wave height distribution of the detection signal related to the light from the scintillator 13 detected by the light detector 15 and the wave height distribution of the detection signal related to the light signal from the LED 51 detected by the light detector 15. Then, the malfunction of the light detector 15 and the presence or absence of deterioration of the light guide 14 are determined.
  • FIG. 12A shows a graph of the wave height distribution of the detection signal relating to the light received by the photodetector 15.
  • the wave height distribution graph includes the wave height distribution X of the detection signal related to the optical signal generated by the LED 51 and the wave height distribution Y of the detection signal related to the light generated by the scintillator 13.
  • the wave height distribution X of the detection signal related to the light signal generated in the LED 51 and The wave height distribution Y of the detection signal related to the light generated in the scintillator 13 is entirely shifted in the direction of increasing or decreasing the wave height.
  • the wave height distribution when shifted in the wave height decreasing direction is indicated by a broken line.
  • the degradation determination unit 23 causes the photodetector 15 to detect when the wave height distribution X of the detection signal related to the optical signal generated in the LED 51 and the wave height distribution Y of the detection signal related to the light generated in the scintillator 13 are totally shifted. Judge that there is a problem.
  • the degradation determination unit 23 determines the presence or absence of a defect in the photodetector 15 by comparing the wave height distribution stored in advance with the wave height distribution based on the result actually measured by the photodetector 15. May be. Alternatively, when the wave height distribution shifts with the passage of time, it may be determined that a defect has occurred in the photodetector 15.
  • the wave height distribution Y of the detection signal related to the light generated in the scintillator 13 is shifted in the wave height decreasing direction.
  • the wave height distribution Y when the wave height is shifted in the decreasing direction is indicated by a broken line. Even if the light guide 14 is deteriorated, the optical signal from the LED 51 is not affected, and the wave height distribution X does not change.
  • the deterioration determining unit 23 determines that the light guide 14 is deteriorated when only the wave height distribution Y of the detection signal related to the light generated in the scintillator 13 is shifted.
  • the deterioration determination unit 23 determines the presence or absence of deterioration of the light guide 14 by comparing the wave height distribution stored in advance with the wave height distribution based on the result actually measured by the photodetector 15. Also good. Alternatively, when the wave height distribution Y shifts with time, it may be determined that the light guide 14 has deteriorated.
  • the pulse generator 55 controls the light emission of the LED 51 and outputs a pulse signal indicating the timing of causing the LED 51 to emit light to the control unit 20B.
  • the dose calculation unit 21 ⁇ / b> B determines that the electrical signal synchronized with the pulse signal output from the pulse generator 55 among the electrical signals output from the photodetector 15 is the detection result of the optical signal generated by the LED 51. .
  • the dose calculation unit 21B can accurately determine the detection result of the optical signal generated by the LED 51 and the detection result of the light generated by the scintillator 13 among the electrical signals output from the photodetector 15. it can. Thereby, the dose calculation unit 21 ⁇ / b> B can accurately obtain the wave height distribution X of the detection signal related to the optical signal generated in the LED 51 and the wave height distribution Y of the detection signal related to the light generated in the scintillator 13.
  • the present embodiment is configured as described above, and the determination unit is based on the wave height distribution of the detection signal related to the optical signal from the LED 51 and the wave height distribution of the detection signal related to the light from the scintillator 13. And whether or not the light guide 14 has deteriorated is determined.
  • the determination unit is based on the wave height distribution of the detection signal related to the optical signal from the LED 51 and the wave height distribution of the detection signal related to the light from the scintillator 13. And whether or not the light guide 14 has deteriorated is determined.
  • the cause of the change in the amount of light detected by the photodetector 15 can be specified in real time, the instability of the photodetector 15 can be corrected during the detection of light.
  • the configuration and changing the light guide 14A determination threshold Q th attach the LED50 to the tip of which is described in the second embodiment, as described in the third embodiment, a problem of the presence or absence of the photodetector 15, Further, a configuration for determining whether or not the light guide 14 has deteriorated may be used in combination.
  • the neutron beam detection apparatus according to one aspect of the present invention is applied to the neutron capture therapy apparatus 1, but the use of the neutron beam detection apparatus is not limited.
  • the neutron beam detection apparatus according to one aspect of the present invention may be applied as a monitor for monitoring the operating state of the nuclear reactor.
  • the neutron beam detection apparatus according to one aspect of the present invention may be used.
  • the neutron irradiation apparatus for nondestructive inspection the neutron beam detection apparatus according to one aspect of the present invention may be used.
  • a neutron beam detection apparatus and a neutron capture therapy apparatus capable of suppressing a decrease in neutron beam detection accuracy even when the optical fiber deteriorates and the light transmittance decreases. can do.
  • SYMBOLS 1 ... Neutron capture therapy apparatus, 2 ... Cyclotron (accelerator), 7 ... Target, 12 ... Neutron beam detector, 13 ... Scintillator, 14, 14A ... Light guide (optical fiber), 14B ... Light guide for LED (light emission part) Optical fiber), 15 ... photodetector, 20, 20A, 20B ... control unit, 21, 21A, 21B ... dose calculation unit, 23 ... determination unit, 50, 51 ... LED (light emitting unit), N ... neutron beam , M ... Neutron beam generator.

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Abstract

　中性子線検出装置は、放射線が入射すると光を発生させるシンチレータと、シンチレータで発生した光を伝送する光ファイバと、光ファイバによって伝送された光を受光し、受光した光に関する検出信号の波高が判定閾値Ｑｔｈを超えた場合に、検出信号を中性子線に関する信号と弁別する弁別部を備え、弁別部は、光ファイバの劣化に応じて判定閾値を調整する。

Description

中性子線検出装置及び中性子捕捉療法装置
　本発明は、シンチレータで発生した光を伝送する光ファイバを備えた中性子線検出装置及び中性子捕捉療法装置に関する。
　中性子線とガンマ線とを弁別する技術として特許文献１に記載の技術がある。シンチレータに中性子線あるいはガンマ線が入射するとシンチレーション発光が起こる。シンチレータで発生した光は光電子増倍管で電気パルスに変換される。この電気パルスは発光の減衰時間の違いにより中性子線とガンマ線とで異なっている。特許文献１ではパルス幅の違いによって中性子線とガンマ線とを弁別する。
特開昭６１－７１３８１号公報
　シンチレータで発生した光を光ファイバによって伝送することが考えられる。しかしながら、光ファイバは放射線によって劣化すると光の透過率が低下し、例えば中性子線による信号がガンマ線による信号として誤って検出されることで、中性子線の検出精度が低下するおそれがある。本発明の一側面は、中性子線の検出精度の低下を抑制することができる中性子線検出装置及び中性子捕捉療法装置を提供することを目的とする。
　本発明の一側面は、中性子線を検出する中性子線検出装置であって、放射線が入射すると光を発生させるシンチレータと、シンチレータで発生した光を伝送する光ファイバと、光ファイバによって伝送された光を受光し、受光した光に関する検出信号の波高が判定閾値を超えた場合に、検出信号を中性子線に関する信号と弁別する弁別部を備え、弁別部は、光ファイバの劣化に応じて判定閾値を調整する。
　この中性子線検出装置では、放射線を入射したシンチレータが発光し、この発光による光が光ファイバによって伝送され弁別部に導入される。弁別部は、受光した光に関する検出信号の波高が判定閾値を超えた場合に、検出信号を中性子線に関する信号と弁別する。中性子線検出装置の弁別部は、光ファイバの劣化に応じて判定閾値を調整することができるので、放射線により光ファイバが劣化して光の透過率が低下した場合であっても、判定閾値を調整して中性子線の検出精度の低下を抑制することができる。
　弁別部は、検出信号の波高分布に基づいて判定閾値を調整してもよい。この場合には、検出信号の波高分布に基づいて判定閾値を調整することができ、中性子線の検出精度の低下を抑制することができる。
　弁別部は、波高分布における中性子線によるピークを検出し、このピークに基づき判定閾値を調整してもよい。光ファイバが劣化すると中性子線によるピークも透過率の低下に応じて低下するので、中性子線のピークに基づいて判定閾値を調整することで、中性子線を精度良く検出することができ、検出精度の低下を抑制することができる。波高分布における中性子線のピークは、例えば、過去のデータに基づいて設定してもよい。
　弁別部は、ピークから所定値低い値を判定閾値として設定してもよい。このように、波高分布における中性子線のピークから所定値低い値を判定閾値に設定することで、光ファイバの劣化に応じて判定閾値を調整することができる。所定値は、例えば、過去のデータに基づいて設定してもよい。
　また、弁別部は、波高分布にガウス関数をフィッティングして中性子線によるピークを検出し、ピークから１．５σ低い値を判定閾値としてもよい。中性子線検出装置は、ガウス関数を用いて波高分布をフィッティングすることで中性子線によるピークを検出する。弁別部は、中性子線によるピークから１．５σ低い値に判定閾値を調整することで、中性子線の検出精度の低下を一層抑制することができる。
　中性子線検出装置は、光発生部を更に備え、弁別部は、光発生部からの光信号に基づいて判定閾値を調整してもよい。弁別部が、光発生部からの光信号に基づいて判定閾値を調整することで、光発生部からの光信号に基づいて中性子線の検出精度の低下を一層抑制することができる。
　弁別部は、光発生部からの所定の光信号を記憶しており、記憶された所定の光信号と、光ファイバを介して検出された実測の光信号とを比較し、比較結果に基づいて判定閾値を調整してもよい。弁別部が、記憶された所定の光信号と実測の光信号とに基づいて判定閾値を調整することにより、リアルタイムで判定閾値を調整することができる。これにより、光ファイバが劣化したとしても、リアルタイムで判定閾値を調整することができる。
　光発生部は、光ファイバにおけるシンチレータで発生した光が入射する側の端部に取り付けられていてもよい。これにより、光ファイバの端部に取り付けられた光発生部からの光信号に基づいて判定閾値を調整することができる。
　中性子線検出装置は、光発生部からの光信号に基づいて、放射線によって光ファイバの劣化が生じていること、及び、弁別部に不具合が生じていること、のうちいずれが生じているかを判定する判定部を更に備えていてもよい。これにより、光発生部からの光信号を用いて、光ファイバの劣化及び弁別部の不具合のいずれが生じているかを判定することができる。
　中性子線検出装置は、光発生部で発生した光信号を伝送する光発生部用光ファイバを更に備え、弁別部は、光発生部用光ファイバによって伝送された光信号を更に受光し、判定部は、弁別部によって受光されたシンチレータで発生した光に関する検出信号の波高と光発生部から出力された光信号に関する検出信号の波高とが、波高の増加方向又は減少方向に全体的にシフトした場合に弁別部に不具合が生じていると判定し、シンチレータで発生した光に関する検出信号の波高のみが波高の減少方向にシフトした場合に放射線によって光ファイバの劣化が生じていると判定してもよい。この場合、判定部は、シンチレータで発生した光に関する検出信号の波高と、光発生部から出力された光信号に関する検出信号の波高とに基づいて、弁別部の不具合及び光ファイバの劣化の発生を判定することができる。
　本発明の他の一側面は、上記の中性子線検出装置を備えた中性子捕捉療法装置である。
　この中性子捕捉療法装置では、中性子線検出装置を備え、ガンマ線又は中性子線を入射したシンチレータが発光し、この発光による光が光ファイバによって伝送されて弁別部に導入される。弁別部は、受光した光に関する検出信号の波高が判定閾値を超えた場合に、検出信号を中性子線に関する信号と弁別し、検出信号の波高が判定閾値を超えない場合に、検出信号をガンマ線に関する信号と弁別する。中性子線検出装置の弁別部は、光ファイバの劣化に応じて判定閾値を調整することができるので、放射線により光ファイバが劣化して光の透過率が低下した場合であっても、判定閾値を調整して中性子線の検出精度の低下を抑制することができる。
　本発明の種々の側面によれば、光ファイバが劣化して光の透過率が低下しても、中性子線の検出精度の低下を抑制することができる中性子線検出装置及び中性子捕捉療法装置を提供することができる。
第一の実施形態の中性子線検出器を備えた中性子捕捉療法装置を示す概略図である。 コリメータに設けられた中性子線検出器を示す断面図である。 第一の実施形態の中性子捕捉療法装置の制御部を示すブロック図である。 検出信号の波高分布を示すグラフである。 判定閾値Ｑｔｈと中性子線Ｎの検出効率との関係を示す表である。 検出信号の波高分布と判定閾値Ｑｔｈとの関係を示すグラフである。 第二の実施形態のライトガイドを示す概略図である。 検出信号の波高分布を示すグラフである。 第二の実施形態の中性子捕捉療法装置の制御部を示すブロック図である。 第三の実施形態に係る中性子線検出器を示す概略図である。 第三の実施形態の中性子捕捉療法装置の制御部を示すブロック図である。 （ａ）は光検出器に不具合が生じた場合における検出信号の波高分布を示すグラフであり、（ｂ）はライトガイドに劣化が生じた場合における検出信号の波高分布を示すグラフである。
　以下、本発明の一実施形態について、図面を参照して詳細に説明する。
（第一の実施形態）
　先ず、第一の実施形態について説明する。図１に示される中性子捕捉療法装置１は、ホウ素中性子捕捉療法（ＢＮＣＴ：Boron　Neutron　Capture　Therapy）を用いたがん治療を行う装置である。中性子捕捉療法装置１では、例えばホウ素（１０Ｂ）が投与された患者（被照射体）５０の腫瘍に中性子線Ｎを照射する。
　中性子捕捉療法装置１は、サイクロトロン２を備えている。サイクロトロン２は、陰イオン等の荷電粒子を加速して、荷電粒子線Ｒを作り出す加速器である。本実施形態において、荷電粒子線Ｒは陰イオンから電荷を剥ぎ取って生成した陽子ビームである。陽子ビームは、加速された陰イオンがサイクロトロン２内でフォイルストリッパー等を用いて電子を剥ぎ取られることで生成され、サイクロトロン２から出射される。このサイクロトロン２は、例えば、ビーム半径４０ｍｍ、６０ｋＷ（＝３０ＭｅＶ×２ｍＡ）の荷電粒子線Ｒを生成する能力を有している。なお、加速器は、サイクロトロンに限られず、シンクロトロンやシンクロサイクロトロン、ライナックなどであってもよい。
　サイクロトロン２から出射された荷電粒子線Ｒは、中性子線生成部Ｍへ送られる。中性子線生成部Ｍは、ターゲット７、減速材９及びコリメータ１０からなる。サイクロトロン２から出射された荷電粒子線Ｒは、ビームダクト３を通り、ビームダクト３の端部に配置されたターゲット７へ向かって進行する。このビームダクト３に沿って複数の四極電磁石４、電流検出部５、及び走査電磁石６が設けられている。複数の四極電磁石４は、例えば電磁石を用いて荷電粒子線Ｒのビーム軸調整やビーム径調整を行うものである。
　電流検出部５は、ターゲット７に照射される荷電粒子線Ｒの電流値（つまり、電荷，照射線量率）を、荷電粒子線Ｒの照射中にリアルタイムで検出するものである。電流検出部５は、荷電粒子線Ｒに影響を与えずに電流測定可能な非破壊型のＤＣＣＴ（DC　Current　Transformer）が用いられている。電流検出部５は、検出結果を後述する制御部２０に出力する。なお、「線量率」とは、単位時間当たりの線量を意味する。
　具体的には、電流検出部５は、ターゲット７に照射される荷電粒子線Ｒの電流値を精度よく検出するため、四極電磁石４による影響を排除すべく、四極電磁石４より下流側（荷電粒子線Ｒの下流側）で走査電磁石６の直前に設けられている。すなわち、走査電磁石６はターゲット７に対して常時同じところに荷電粒子線Ｒが照射されないように走査するため、電流検出部５を走査電磁石６よりも下流側に配設するには大型の電流検出部５が必要となる。これに対し、電流検出部５を走査電磁石６よりも上流側に設けることで、電流検出部５を小型化することができる。
　走査電磁石６は、荷電粒子線Ｒを走査し、ターゲット７に対する荷電粒子線Ｒの照射制御を行うものである。この走査電磁石６は、荷電粒子線Ｒのターゲット７に対する照射位置を制御する。
　中性子捕捉療法装置１は、荷電粒子線Ｒをターゲット７に照射することにより中性子線Ｎを発生させ、患者５０に向かって中性子線Ｎを出射する。中性子捕捉療法装置１は、ターゲット７、遮蔽体８、減速材９、コリメータ１０、ガンマ線検出部１１を備えている。
　また、中性子捕捉療法装置１は、制御部２０を備えている。制御部２０は、ＣＰＵ［Central　Processing　Unit］、ＲＯＭ［Read　Only　Memory］、ＲＡＭ［Random　Access　Memory］等から構成されており、中性子捕捉療法装置１を総合的に制御する電子制御ユニットである。
　ターゲット７は、荷電粒子線Ｒの照射を受けて中性子線Ｎを生成するものである。ここでのターゲット７は、例えば、ベリリウム（Ｂｅ）やリチウム（Ｌｉ）、タンタル（Ｔａ）、タングステン（Ｗ）により形成され、例えば直径１６０ｍｍの円板状を成している。なお、ターゲット７は、板状に限定されず、例えば、液状でもよい。
　減速材９は、ターゲット７で生成された中性子線Ｎのエネルギーを減速させるものである。減速材９は、中性子線Ｎに含まれる速中性子を主に減速させる第１の減速材９Ａと、中性子線Ｎに含まれる熱外中性子を主に減速させる第２の減速材９Ｂと、からなる積層構造を有している。
　遮蔽体８は、発生させた中性子線Ｎ、及び当該中性子線Ｎの発生に伴って生じたガンマ線等を外部へ放出されないよう遮蔽するものである。遮蔽体８は、減速材９を囲むように設けられている。遮蔽体８の上部及び下部は、減速材９より荷電粒子線Ｒの上流側に延在しており、これらの延在部にガンマ線検出部１１が設けられている。
　コリメータ１０は、中性子線Ｎの照射野を整形するものであり、中性子線Ｎが通過する開口１０ａを有する。コリメータ１０は、例えば中央に開口１０ａを有するブロック状の部材である。
　ガンマ線検出部１１は、荷電粒子線Ｒの照射により中性子線生成部Ｍから発生するガンマ線を、中性子線の生成中（すなわち、患者５０への中性子線Ｎの照射中）にリアルタイムで検出するものである。ガンマ線検出部１１としては、シンチレータや電離箱、その他様々なガンマ線検出機器を採用することができる。本実施形態において、ガンマ線検出部１１は、ターゲット７の周囲で減速材９より荷電粒子線Ｒの上流側に設けられている。
　ガンマ線検出部１１は、荷電粒子線Ｒの上流側に延在する遮蔽体８の上部及び下部の内側にそれぞれ配置されている。なお、ガンマ線検出部１１の数は特に限定されず、一つであってもよく、三つ以上であってもよい。ガンマ線検出部１１を三つ以上設けるときは、ターゲット７の外周を囲むように所定間隔で設けることができる。ガンマ線検出部１１は、ガンマ線の検出結果を制御部２０に出力する。このガンマ線検出部１１を備えていない構成でもよい。
　図２に示されるように、コリメータ１０には、コリメータ１０の開口１０ａを通過する中性子線Ｎを、中性子線の生成中（すなわち、患者５０への中性子線Ｎの照射中）にリアルタイムで検出するための中性子線検出器１２が設けられている。中性子線検出器１２は、コリメータ１０に形成された貫通孔１０ｂ（開口１０ａと直交する方向に形成された貫通孔）中に少なくともその一部が設けられている。中性子線検出器１２は、シンチレータ１３、ライトガイド１４、光検出器１５を有している。
　シンチレータ１３は、入射した放射線（中性子線Ｎ、ガンマ線）を光に変換する蛍光体である。シンチレータ１３は、入射した放射線の線量に応じて内部結晶が励起状態となり、シンチレーション光を発生させる。シンチレータ１３は、コリメータ１０の貫通孔１０ｂ内に設けられており、コリメータ１０の開口１０ａに露出している。シンチレータ１３は、開口１０ａ内の中性子線Ｎまたはガンマ線がシンチレータ１３に入射することで発光する。シンチレータ１３には、６Ｌｉガラスシンチレータ、ＬｉＣＡＦシンチレータ、６ＬｉＦを塗布したプラスチックシンチレータ、６ＬｉＦ／ＺｎＳシンチレータ等を採用できる。
　なお、図２では中性子線Ｎの進行方向を直線で示しているが、実際には中性子線Ｎは、拡散するように進行する。このため、貫通孔１０ｂ内に設けられたシンチレータ１３にも中性子線Ｎが照射され、シンチレータ１３によって中性子線Ｎを検出することができる。
　ライトガイド１４は、シンチレータ１３で生じた光を伝達する部材である。ライトガイド１４は、光ファイバによって構成されている。ライトガイド１４は、例えば、フレキシブルな光ファイバの束などから構成されていてもよい。光検出器１５は、ライトガイド１４を通じて伝達された光を検出するものである。光検出器１５としては、例えば光電子増倍管や光電管など各種の光検出機器を採用することができる。光検出器１５は、光検出時に電気信号（検出信号）を制御部２０に出力する。
　図３に示されるように、制御部２０は、線量算出部２１及び照射制御部２２を有している。制御部２０は、電流検出部５、ガンマ線検出部１１及び光検出器１５（中性子線検出器１２）と電気的に接続されている。
　線量算出部２１は、電流検出部５による荷電粒子線Ｒの電流値の検出結果に基づいて、ターゲット７に照射される荷電粒子線Ｒの線量を、荷電粒子線Ｒの照射中にリアルタイムで測定（算出）する。線量算出部２１は、測定された荷電粒子線Ｒの電流値を時間に関して逐次積分し、荷電粒子線Ｒの線量をリアルタイムで算出する。
　また、線量算出部２１は、ガンマ線検出部１１によるガンマ線の検出結果に基づいて、ガンマ線の線量を、中性子線Ｎの照射中にリアルタイムで測定（算出）する。
　さらに、線量算出部２１は、中性子線検出器１２による中性子線Ｎの検出結果に基づいて、コリメータ１０の開口１０ａを通過する中性子線Ｎの線量を測定（算出）する。線量算出部２１は、光検出器１５から検出信号を受信し、中性子線に関する信号とガンマ線に関する信号とを弁別する（詳しくは後述する）。線量算出部２１は、光検出部１５と合せて、弁別部を構成する。
　線量算出部２１は、算出した荷電粒子線Ｒの線量、ガンマ線の線量、及び中性子線Ｎの線量に基づいて、ターゲット７で発生した中性子線Ｎの線量を総合的に、中性子線Ｎの照射中にリアルタイムで算出する。中性子線Ｎの線量など線量算出部２１による算出結果は、例えばディスプレイ（表示部）３１に表示される。
　照射制御部２２は、線量算出部２１によって算出された中性子線Ｎの線量に基づいて、ターゲット７に対する荷電粒子線Ｒの照射を制御する。照射制御部２２は、サイクロトロン２及び走査電磁石６に指令信号を送信してターゲット７に対する荷電粒子線Ｒの照射を制御することで、ターゲット７から生成される中性子線Ｎの患者に対する照射制御を行う。照射制御部２２は、線量算出部２１の算出する中性子線Ｎの線量が予め設定された治療計画に沿うように中性子線Ｎの照射制御を行う。
　線量算出部２１は、光検出器１５で受光した光に関する検出信号の波高（光量）が判定閾値Ｑｔｈを超えているか否か判定し、中性子線Ｎによる検出信号と、ガンマ線による検出信号とを弁別する。シンチレータ１３において、放射線として中性子線Ｎ及びガンマ線が入射するので、光量の強さに応じて中性子線Ｎとガンマ線とを弁別する。
　図４は、検出信号の波高分布を示すグラフである。図４では、横軸に光検出器１５で受光した光に関する検出信号の波高（光量）を示し、縦軸に検出信号のイベント数（Ｃｏｕｎｔ／ｓ）を示している。線量算出部２１は、波高分布に対してフィッティングを行い、波高分布のピークを検出する。フィッティングのための関数としては、下記式（１）のガウス関数が挙げられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
  
　ｘは検出信号の光量を示し、μはピークの位置を示している。
　図４に示されるように、線量算出部２１は、波高分布において２つ目のピークＰ２を中性子線ＮによるピークＰＮとし、この中性子線ＮによるピークＰＮから１．５σ低い値を判定閾値Ｑｔｈに設定する。
　ここで、線量算出部２１は、所定インターバル時間ごとに判定閾値Ｑｔｈを変更（調整）する。線量算出部２１は、判定閾値Ｑｔｈを変更するためのインターバル時間として“６０秒”を設定し、このインターバル時間内に受光した光に関する検出信号の波高に基づいて波高分布を作成し、この波高分布に基づいて判定閾値Ｑｔｈを変更する。なおは、インターバル時間は、６０秒に限定されず、他の時間としてもよく、作業者（オペレータや医師）が適宜決定してもよい。波高分布とは、横軸に光量、縦軸にその光量の検出信号が検出された頻度（イベント数）を示したグラフを指す。
　中性子捕捉療法装置１を使用することによって、ライトガイド１４の光ファイバは放射線を受けて劣化し光の透過率が低下する。ライドガイド１４の光の透過率が低下すると、線量算出部２１で計測される光の光量が低下し、図４に示される波高分布は透過率の低下に応じて左へずれる。線量検出部２１は、インターバル時間における波高分布にガウス関数をフィッティングして中性子線ＮによるピークＰＮを設定し、このピークＰＮから１．５σ低い値を新たな判定閾値Ｑｔｈに設定する。線量検出部２１は、新たな判定閾値Ｑｔｈに基づいて、中性子線Ｎによる検出信号とガンマ線による検出信号とを弁別する。
　次に、以上説明した第１の実施形態に係る中性子捕捉療法装置１の作用効果について説明する。
　中性子捕捉療法装置１の中性子線検出器１２は、ガンマ線又は中性子線Ｎを入射するとシンチレータ１３が発光し、この発光による光がライトガイド１４によって伝送されて光検出器１５に導入される。光検出部１５は、導入された光に応じて電気信号（検出信号）を制御部２０に出力する。制御部２０の線量算出部２１は、検出信号の波高分布に基づいて判定閾値Ｑｔｈを調整することができるので、放射線によってライトガイド１４の光ファイバが劣化して光の透過率が低下した場合であっても判定閾値Ｑｔｈを調整して中性子線Ｎの検出精度の低下を抑制することができる。これにより、中性子線Ｎを精度良く検出することができる。
　この中性子捕捉療法装置１の中性子線検出装置では、波高分布にガウス関数をフィッティングして中性子線によるピークＰＮを検出し、ピークＰＮから１．５σ低い値を判定閾値Ｑｔｈとして調整するので、光ファイバの劣化に応じて判定閾値Ｑｔｈを変更して精度良く、中性子線Ｎとガンマ線とを弁別することができる。光量の低下に応じてピークＰＮが低下するので、ピークＰＮに応じて判定閾値Ｑｔｈを変更することで、精度よく中性子線Ｎとガンマ線との弁別を行うことができる。
　中性子捕捉療法装置１では、中性子線Ｎの線量を正確に計測して、中性子線Ｎの照射が計画通りに行われていることを確認することができる。
　本発明は、前述した第一の実施形態に限定されず、本発明の要旨を逸脱しない範囲で、下記のような種々の変形が可能である。
　例えば、シンチレータ１３が配置される場所は、コリメータ１０内に限定されずその他の場所でもよい。シンチレータは例えばコリメータ１０の下流に配置されていてもよく、患者の表面（被照射部の近傍）に配置されていてもよい。
　また、上記第一の実施形態では、中性子線ＮによるピークＰＮから１．５σ低い値を判定閾値Ｑｔｈとして調整しているが、その他の値となるように判定閾値Ｑｔｈを変更してもよい。図５は、判定閾値Ｑｔｈと中性子線Ｎの検出効率との関係を示す表である。図５に示されるように、中性子線ＮによるピークＰＮからσ低い値を判定閾値Ｑｔｈとした場合には、中性子線Ｎの検出効率は８４．１％であった。中性子線ＮによるピークＰＮから１．５σ低い値を判定閾値Ｑｔｈとした場合には、中性子線Ｎの検出効率は９３％であった。また、中性子線ＮによるピークＰＮから２σ低い値を判定閾値Ｑｔｈとした場合には、中性子線Ｎの検出効率は９９．８％であった。このように、中性子線ＮによるピークＰＮからσ低い値を判定閾値Ｑｔｈとしてもよく、中性子線ＮによるピークＰＮから２σ低い値を判定閾値Ｑｔｈとしてもよく、その他の値低い判定閾値Ｑｔｈでもよい。
　また、上記第一の実施形態では、波高分布にガウス関数をフィッティングして中性子線によるピークＰＮを検出しているが、その他の関数を用いて波高分布を近似して、中性子線によるピークＰＮを検出してもよい。
　また、判定閾値Ｑｔｈとしてその他の値を用いてもよい。図６は検出信号の波高分布と判定閾値Ｑｔｈとの関係を示すグラフである。図６に示されるように、例えば、中性子線によるピークＰＮのイベント数を１００％としたときに、イベント数が５０％となる値（ガウス分布における低い方の値）を判定閾値Ｑｔｈ（Ｑｔｈ２）として採用してもよい。また、ピークＰＮ（Ｐ３）に対する値を判定閾値Ｑｔｈとして採用してもよく、ピークＰＮから所定値低い値を判定閾値Ｑｔｈとして採用してもよい。この所定値は過去のデータに基づいて設定してもよい。
　また、波高分布に対応するガウス関数の傾きに基づいて、判定閾値Ｑｔｈを調整してもよい。例えば、図６に示されるようにガウス関数の傾きが０となる点を、判定閾値Ｑｔｈ（Ｑｔｈ３）として採用してもよい。
（第二の実施形態）
　次に、第二の実施形態について説明する。本実施形態は、主に、第一の実施形態におけるライトガイド１４に替えて構成の異なるライトガイド１４Ａ（図７参照）を用いたものである。また、本実施形態では、第一の実施形態の制御部２０とは処理内容が異なる制御部２０Ａ（図９参照）を用いている。以下では、第一の実施形態との相違点を主に説明する。また、図面の説明において第一の実施形態と同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。
　図７に示すように、本実施形態において用いられるライトガイド１４Ａは、第一の実施形態におけるライトガイド１４と同様に、シンチレータ１３で生じた光を光検出器１５へ伝送する。ライトガイド１４は、光を伝送する光ファイバ部１４ａと、光ファイバ部１４ａの端部を覆うキャップ１４ｂとを含んで構成されている。
　キャップ１４ｂは、シンチレータ１３と共に光ファイバ部１４ａの端部を覆っている。キャップ１４ｂの先端部には、ＬＥＤ（発光ダイオード、光発生部）５０が取り付けられている。キャップ１４ｂにおける光ファイバ部１４ａの端部と対向する部位には、開口部１４ｃが設けられている。
　ＬＥＤ５０の発光は、パルス発生器５５（図９参照）によって制御されている。ＬＥＤ５０は、パルス発生器５５によって制御され、パルス状の光信号を出力する。ＬＥＤ５０で生じた光信号は、キャップ１４ｂの開口部１４ｃを介して光ファイバ部１４ａに入射する。光ファイバ部１４ａに入射した光信号は、光ファイバ部１４ａによって光検出器１５に伝送される。
　図８に、光検出器１５で受光した光に関する検出信号の波高分布のグラフを示す。図８に示すように、波高分布のグラフには、ＬＥＤ５０で生じた光信号に関する検出信号の波高分布Ｘと、シンチレータ１３で生じた光に関する検出信号の波高分布Ｙとが含まれている。
　図９に示すように、本実施形態で用いられる制御部２０Ａは、線量算出部２１Ａ及び照射制御部２２を有している。線量算出部２１Ａは、光検出器１５で受光した光に関する検出信号の波高（光量）が判定閾値Ｑｔｈを超えているか否か判定し、中性子線Ｎによる検出信号と、ガンマ線による検出信号とを弁別する。
　また、線量算出部２１Ａは、ＬＥＤ５０からの光信号に関する検出信号の波高分布を予め記憶している。ＬＥＤ５０は、安定した光源であるため、ライトガイド１４Ａが劣化しなければ、一定の波高分布となる。一例として、線量算出部２１Ａは、ライトガイド１４Ａが劣化していない場合における、ＬＥＤ５０からの光信号に関する検出信号の波高分布を予め記憶している。
　次に、線量算出部２１Ａによって、中性子線Ｎによる検出信号と、ガンマ線による検出信号とを弁別する際の判定閾値Ｑｔｈを変更する処理について説明する。線量算出部２１Ａは、予め記憶しているＬＥＤ５０からの光信号に関する検出信号の波高分布と、光検出器１５によって実際に測定されたＬＥＤ５０からの光信号に関する検出信号の波高分布とを比較する。
　ここで、図８に示すように、ライトガイド１４Ａが劣化すると、波高分布のグラフには波高が減少する方向にシフトする。図８では、ライトガイド１４Ａの劣化によってシフトした後の波高分布を破線で示している。
　このため、線量算出部２１Ａは、予め記憶しているＬＥＤ５０からの光信号に関する検出信号の波高分布と、光検出器１５によって実際に測定されたＬＥＤ５０からの光信号に関する検出信号の波高分布とを比較することにより、ライトガイド１４に劣化が生じているか否かを判断することができる。
　２つの波高分布にズレが生じている場合、線量算出部２１Ａは、判定閾値Ｑｔｈを変更する。例えば、線量算出部２１Ａは、光検出器１５によって検出されるＬＥＤ５０の光量（一例として４５％の光量）に対応した値に判定閾値Ｑｔｈを変更することができる。ＬＥＤ５０の光量に基づいて判定閾値Ｑｔｈを変更することにより、中性子の分布の解析を行うことなく判定閾値Ｑｔｈを最適な値に設定できる。このように、線量算出部２１Ａは、光検出部１５と合せて、弁別部を構成する。
　また、パルス発生器５５は、ＬＥＤ５０の発光を制御するとともに、ＬＥＤ５１を発光させるタイミングを示すパルス信号を制御部２０Ａに出力している。線量算出部２１Ａは、光検出器１５から出力された電気信号のうち、パルス発生器５５から出力されたパルス信号と同期する電気信号を、ＬＥＤ５０で発生した光信号の検出結果であると判断する。
　これにより、線量算出部２１Ａは、光検出器１５から出力された電気信号のうち、ＬＥＤ５０で発生した光信号の検出結果と、シンチレータ１３で生じた光の検出結果とを精度良く判別することができる。これにより、線量算出部２１Ａは、ＬＥＤ５０で生じた光信号に関する検出信号の波高分布Ｘと、シンチレータ１３で生じた光に関する検出信号の波高分布Ｙとを精度良く求めることができる。
　本実施形態は以上のように構成され、線量算出部２１Ａが、ＬＥＤ５０からの光信号に基づいて判定閾値Ｑｔｈを変更することで、ＬＥＤ５０からの光信号に基づいて中性子線Ｎの検出精度の低下を一層抑制することができる。
　線量算出部２１Ａは、ＬＥＤ５０からの光信号に関する検出信号の波高分布を予め記憶している。線量算出部２１Ａが、記憶された波高分布と、光検出器１５によって実際に測定されたＬＥＤ５０からの光信号に関する検出信号の波高分布とを比較することにより、リアルタイムで判定閾値Ｑｔｈを変更することができる。これにより、ライトガイド１４が劣化したとしても、リアルタイムで判定閾値Ｑｔｈを変更することができる。
　記憶された波高分布と、光検出器１５によって実際に測定されたＬＥＤ５０からの光信号に関する検出信号の波高分布とを比較することにより、ライトガイド１４Ａの劣化の有無を判断することができる。これにより、ライトガイド１４Ａの交換時期等を把握することができる。
　ＬＥＤ５０をキャップ１４ｂに取り付けることにより、ライトガイド１４Ａ内にＬＥＤ５０で生じた光を容易に入射させることができる。
（第三の実施形態）
　次に、第三の実施形態について説明する。本実施形態は、主に、第一の実施形態に対してＬＥＤ用ライトガイド（光発生部用光ファイバ）１４Ｂ及びＬＥＤ５１（図１０参照）を追加したものである。また、本実施形態では、第一の実施形態の制御部２０とは処理内容が異なる制御部２０Ｂ（図１１参照）を用いている。以下では、第一の実施形態との相違点を主に説明する。また、図面の説明において第一の実施形態と同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。
　ここで、光検出器１５を用いてシンチレータ１３で生じた光を検出する場合、光検出器１５によって検出される光量が変化する場合がある。この変化は、光検出器１５の不安定性に起因して生じる場合と、ライトガイド１４が放射線によって劣化したことに起因して生じる場合とがある。
　従来、光検出器１５によって検出される光量の変化が、光検出器１５の不安定性に起因するものであるか、ライトガイド１４が放射線によって劣化したことに起因するものであるかを判定することは困難であった。そこで、本実施形態では、光検出器１５によって検出される光量の変化が、光検出器１５の不安定性に起因するものであるか、ライトガイド１４が劣化したことに起因するものであるかを判定することを目的とする。
　図１０に示すように、中性子線検出器１２Ｂは、シンチレータ１３、ライトガイド１４、光検出器１５、ＬＥＤ５１及びＬＥＤ用ライトガイド１４Ｂを有している。
　ＬＥＤ５１の発光は、パルス発生器５５（図１１参照）によって制御されている。ＬＥＤ５１は、パルス発生器５５によって制御され、パルス状の光信号を出力する。ＬＥＤ５１で生じた光信号は、ＬＥＤ用ライトガイド１４Ｂによって光検出器１５に伝送される。
　光検出器１５は、シンチレータ１３で発生した光に加え、ＬＥＤ５１で発生した光信号を検出する。光検出器１５は、シンチレータ１３で発生した光、又は、ＬＥＤ５１で発生した光信号の検出時に、電気信号（検出信号）を制御部２０Ｂ（図１１参照）に出力する。
　図１１に示すように、制御部２０Ｂは、線量算出部２１Ｂ、照射制御部２２、及び、劣化判定部２３を有している。劣化判定部２３は、光検出器１５によって検出されたシンチレータ１３からの光に関する検出信号の波高分布と、光検出器１５によって検出されたＬＥＤ５１からの光信号に関する検出信号の波高分布とに基づいて、光検出器１５の不具合、及び、ライトガイド１４の劣化の有無を判定する。
　ここで、図１２（ａ）に、光検出器１５で受光した光に関する検出信号の波高分布のグラフを示す。図１２に示すように、波高分布のグラフには、ＬＥＤ５１で生じた光信号に関する検出信号の波高分布Ｘと、シンチレータ１３で生じた光に関する検出信号の波高分布Ｙとが含まれている。
　例えば、光検出器１５に不具合が生じ、光検出器１５の検出結果が不安定になった場合、図１２（ａ）に示すように、ＬＥＤ５１で生じた光信号に関する検出信号の波高分布Ｘと、シンチレータ１３で生じた光に関する検出信号の波高分布Ｙとが波高の増加方向又は減少方向に全体的にシフトする。なお、図１２（ａ）では、波高の減少方向にシフトした場合の波高分布を破線で示している。
　そこで劣化判定部２３は、ＬＥＤ５１で生じた光信号に関する検出信号の波高分布Ｘと、シンチレータ１３で生じた光に関する検出信号の波高分布Ｙとが全体的にシフトした場合に、光検出器１５に不具合が生じていると判断する。なお、劣化判定部２３は、予め記憶していた波高分布と、光検出器１５によって実際に測定された結果に基づく波高分布とを比較することによって、光検出器１５の不具合の有無を判定してもよい。或は、時間の経過とともに波高分布がシフトした場合に、光検出器１５に不具合が生じていると判定してもよい。
　また、例えば、ライトガイド１４に劣化が生じた場合、図１２（ｂ）に示すように、シンチレータ１３で生じた光に関する検出信号の波高分布Ｙのみが波高の減少方向にシフトする。なお、図１２（ｂ）では、波高の減少方向にシフトした場合の波高分布Ｙを破線で示している。ライトガイド１４に劣化が生じても、ＬＥＤ５１からの光信号には影響がないため、波高分布Ｘには変化がない。
　そこで劣化判定部２３は、シンチレータ１３で生じた光に関する検出信号の波高分布Ｙのみがシフトした場合に、ライトガイド１４に劣化が生じていると判定する。なお、劣化判定部２３は、予め記憶していた波高分布と、光検出器１５によって実際に測定された結果に基づく波高分布とを比較することによって、ライトガイド１４の劣化の有無を判定してもよい。或は、時間の経過とともに波高分布Ｙがシフトした場合に、ライトガイド１４に劣化が生じていると判定してもよい。
　また、パルス発生器５５は、ＬＥＤ５１の発光を制御するとともに、ＬＥＤ５１を発光させるタイミングを示すパルス信号を制御部２０Ｂに出力している。線量算出部２１Ｂは、光検出器１５から出力された電気信号のうち、パルス発生器５５から出力されたパルス信号と同期する電気信号を、ＬＥＤ５１で発生した光信号の検出結果であると判断する。
　これにより、線量算出部２１Ｂは、光検出器１５から出力された電気信号のうち、ＬＥＤ５１で発生した光信号の検出結果と、シンチレータ１３で生じた光の検出結果とを精度良く判別することができる。これにより、線量算出部２１Ｂは、ＬＥＤ５１で生じた光信号に関する検出信号の波高分布Ｘと、シンチレータ１３で生じた光に関する検出信号の波高分布Ｙとを精度良く求めることができる。
　本実施形態は以上のように構成され、判定部は、ＬＥＤ５１からの光信号に関する検出信号の波高分布と、シンチレータ１３からの光に関する検出信号の波高分布とに基づいて、光検出器１５の不具合の有無、及び、ライトガイド１４の劣化の発生の有無を判定する。これにより、光検出器１５によって検出された光量に変化があった場合、光検出器１５の不具合によるものであるか、ライトガイド１４の劣化に起因するものであるかをリアルタイムで判定することができる。光検出器１５によって検出された光量の変化の原因をリアルタイムで特定することができるため、光検出器１５の不安定性を光の検出中に補正することができる。
　なお、第二の実施形態で説明したライトガイド１４Ａの先端にＬＥＤ５０を取り付けて判定閾値Ｑｔｈを変更する構成と、第三の実施形態で説明したように、光検出器１５の不具合の有無、及び、ライトガイド１４の劣化の発生の有無を判定する構成とを組み合わせて使用してもよい。
　以上、本発明は、前述した第一から第三の実施形態に限定されず、本発明の要旨を逸脱しない範囲で、下記のような種々の変形が可能である。例えば、第一から第三の実施形態では、本発明の一側面に係る中性子線検出装置を中性子捕捉療法装置１に適用しているが、中性子線検出装置の用途は限定されない。例えば、原子炉の運転状態を監視するモニタとして、本発明の一側面に係る中性子線検出装置を適用してもよい。また、物理実験で使用される加速中性子を測定する際に本発明の一側面に係る中性子線検出装置を使用してもよい。また、非破壊検査用の中性子照射装置において、本発明の一側面に係る中性子線検出装置を使用してもよい。
　本発明の種々の側面によれば、光ファイバが劣化して光の透過率が低下しても、中性子線の検出精度の低下を抑制することができる中性子線検出装置及び中性子捕捉療法装置を提供することができる。
　１…中性子捕捉療法装置、２…サイクロトロン（加速器）、７…ターゲット、１２…中性子線検出器、１３…シンチレータ、１４、１４Ａ…ライトガイド（光ファイバ）、１４Ｂ…ＬＥＤ用ライトガイド（光発光部用光ファイバ）、１５…光検出器、２０，２０Ａ，２０Ｂ…制御部、２１，２１Ａ，２１Ｂ…線量算出部、２３…判定部、５０，５１…ＬＥＤ（光発光部）、Ｎ…中性子線、Ｍ…中性子線生成部。

Claims (11)

  1. 　中性子線を検出する中性子線検出装置であって、
    　放射線が入射すると光を発生させるシンチレータと、
    　前記シンチレータで発生した前記光を伝送する光ファイバと、
    　前記光ファイバによって伝送された前記光を受光し、受光した前記光に関する検出信号の波高が判定閾値を超えた場合に、前記検出信号を前記中性子線に関する信号と弁別する弁別部を備え、
    　前記弁別部は、前記光ファイバの劣化に応じて前記判定閾値を調整する、中性子線検出装置。
  2. 　前記弁別部は、前記検出信号の波高分布に基づいて前記判定閾値を調整する、請求項１に記載の中性子線検出装置。
  3. 　前記弁別部は、前記波高分布における前記中性子線によるピークを検出し、前記ピークに基づき前記判定閾値を調整する、請求項２に記載の中性子線検出装置。
  4. 　前記弁別部は、前記ピークから所定値低い値を前記判定閾値として設定する、請求項３に記載の中性子線検出装置。
  5. 　前記弁別部は、前記波高分布にガウス関数をフィッティングして前記中性子線によるピークを検出し、前記ピークから１．５σ低い値を前記判定閾値とする、請求項４に記載の中性子線検出装置。
  6. 　光発生部を更に備え、
    　前記弁別部は、前記光発生部からの光信号に基づいて前記判定閾値を調整する、請求項１に記載の中性子線検出装置。
  7. 　前記弁別部は、前記光発生部からの所定の前記光信号を記憶しており、前記記憶された前記所定の光信号と、前記光ファイバを介して検出された実測の前記光信号とを比較し、比較結果に基づいて前記判定閾値を調整する、請求項６に記載の中性子線検出装置。
  8. 　前記光発生部は、前記光ファイバにおける前記シンチレータで発生した光が入射する側の端部に取り付けられる、請求項６又は７に記載の中性子線検出装置。
  9. 　前記光発生部からの前記光信号に基づいて、前記放射線によって前記光ファイバの劣化が生じていること、及び、前記弁別部に不具合が生じていること、のうちいずれが生じているかを判定する判定部と、
    を更に備える請求項６に記載の中性子線検出装置。
  10. 　前記光発生部で発生した前記光信号を伝送する光発生部用光ファイバを更に備え、
    　前記弁別部は、前記光発生部用光ファイバによって伝送された前記光信号を更に受光し、
    　前記判定部は、前記弁別部によって受光された前記シンチレータで発生した前記光に関する検出信号の波高と前記光発生部から出力された前記光信号に関する検出信号の波高とが、波高の増加方向又は減少方向に全体的にシフトした場合に前記弁別部に不具合が生じていると判定し、前記シンチレータで発生した前記光に関する検出信号の波高のみが波高の減少方向にシフトした場合に前記放射線によって前記光ファイバの劣化が生じていると判定する、
    請求項９に記載の中性子線検出装置。
  11. 　請求項１～１０の何れか一項に記載の中性子線検出装置を備えた中性子捕捉療法装置。
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