WO2019008825A1 - 放射線モニタ装置および放射線治療装置、ならびに放射線のモニタ方法 - Google Patents

放射線モニタ装置および放射線治療装置、ならびに放射線のモニタ方法 Download PDF

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WO2019008825A1
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signal
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irradiation
dead time
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上野　雄一郎
田所　孝広
修一 畠山
名雲　靖
克宜 上野
耕一 岡田
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株式会社日立製作所
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Definitions

  • the present invention relates to an optical fiber type radiation monitoring apparatus suitable for a treatment apparatus for treating cancer by radiation, a radiation treatment apparatus provided with the same, and a radiation monitoring method.
  • the dosimeter described in Patent Document 1 states that “a scintillation fiber emitting light upon incidence of radiation, an optical transmission fiber transmitting light from the scintillation fiber, and noise generated by the incidence of radiation on the optical transmission fiber A band pass filter for transmitting light of a specific frequency to be removed, and a light detection unit for detecting the light transmitted through the band pass filter;
  • a scintillation fiber emitting light upon incidence of radiation an optical transmission fiber transmitting light from the scintillation fiber, and noise generated by the incidence of radiation on the optical transmission fiber
  • a band pass filter for transmitting light of a specific frequency to be removed, and a light detection unit for detecting the light transmitted through the band pass filter
  • Radiation used for treatment includes various types of radiation such as X-ray, electron beam, proton beam, heavy particle beam, and neutron beam, but in recent years, development of a radiotherapy apparatus using proton beam and heavy particles is remarkable.
  • IMRT Intensity Modulated Radiation Therapy
  • IGRT Image Guided RadioTherapy
  • the total accuracy for radiation therapy has been improved, including the accuracy of treatment planning, the accuracy of patient positioning, and dose rate measurement for treatment planning and QA (Quality Assurance) of devices. Is required.
  • Ionization chambers having excellent stability and reproducibility are widely used for dose measurement in radiation therapy.
  • the ionization chamber is limited in miniaturization, and instead, dose distribution measurement using a semiconductor detector that is relatively easy to miniaturize is being carried out.
  • a semiconductor detector there is a limit to miniaturization if the signal processing system is included.
  • these detectors need to apply a high voltage for measurement, and there is a problem that it is difficult to insert them into the body to measure a dose.
  • these detectors generally have high density, and have a problem that interaction with radiation is large as compared with internal substances and water, and the effects of the detectors themselves can not be ignored.
  • the dose distribution in the treatment plan has a margin in consideration of body movement etc., which hinders the further improvement of the radiation accuracy. It has become.
  • radiation therapy becomes difficult, and it is desirable to grasp the absorbed dose in the body.
  • Patent Document 1 there is a technique described in the above-mentioned Patent Document 1 as a technique in brachytherapy in which a brachytherapy source is inserted into the body and treated.
  • the dosimeter is very small and less invasive, and how to reduce the influence of the Cherenkov light generated in the optical fiber is very much is important.
  • an object of the present invention is to provide a radiation monitor and a radiotherapy apparatus which are small and less invasive, reduce the influence of Cherenkov light generated in an optical fiber, and enable real-time dose measurement in the body, and radiation Provide a monitoring method for
  • the present invention includes a plurality of means for solving the above problems, and an example thereof is a radiation emitting unit that generates light having an intensity dependent on the amount of incident radiation, and photons generated by the radiation emitting unit.
  • a dose calculation device for calculating a dose from the signal count value counted by the signal counting device, and a display device for displaying the measurement result calculated by the dose calculation device. It is characterized by
  • FIG. 1 is a block diagram of a radiation monitoring apparatus 1 according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram showing the relationship between the dose rate and the photon counting rate.
  • FIG. 3 is a time chart of the radiation irradiation timing and the light emission state of the Cherenkov light and the radiation light emitting portion.
  • the radiation monitoring device 1 includes a radiation emitting unit 10, an optical fiber 20, a photoelectric converter 30, a signal counting device 40, a dose calculating device 50, and a display device 60.
  • the radiation emitting unit 10 is made of a radiation emitting material that generates light of an intensity dependent on the amount of incident radiation.
  • the radiation emitting material contains at least one rare earth element.
  • the radiation emitting material is made of, for example, a material such as transparent yttrium aluminum garnet as a base material and a rare earth element such as ytterbium, neodymium, cerium, praseodymium contained in this material.
  • the radiation emitting material contains at least one rare earth element, the linearity between the dose rate of the radiation incident on the radiation emitting unit 10 and the intensity of the light can be improved.
  • the apparatus 1 can measure the dose rate of radiation more accurately even when radiation with a high dose rate is incident.
  • the radiation emission part 10 is not limited to these,
  • the radiation emission raw material of a different composition can be used.
  • the optical fiber 20 is connected to the radiation emitting unit 10, and transmits photons (photons) generated by the radiation emitting unit 10 to the photoelectric converter 30 connected to the opposite side.
  • a material which comprises the optical fiber 20 quartz, a plastics etc. are mentioned, for example. Although soft ones are better from the viewpoint of good handling, it is desirable to consider radiation resistance performance and the like.
  • a fiber cover can also be provided for the purpose of light shielding and the like.
  • the photoelectric converter 30 is connected to an end of the optical fiber 20 opposite to the end connected to the radiation emitting unit 10, and transmits one electric pulse to one transmitted photon. It is.
  • the photoelectric converter 30 for example, a photomultiplier tube, an avalanche photodiode or the like can be adopted. By using these photomultipliers or the like, light (photons) can be converted into current-amplified electrical pulses. Further, although not specifically described, an amplifier or the like for amplifying or waveform shaping an output signal from the photoelectric converter 30 can be provided as required.
  • the signal counting device 40 is connected to the photoelectric converter 30, and counts one by one in a specific dead time in which the electric pulse signal converted and amplified by the photoelectric converter 30 is adjusted with respect to the irradiation pulse time width. And calculate the signal count value.
  • the signal counting apparatus 40 according to the present embodiment is a non-paralytic type in which the dead time is not extended even if the next signal is input within the dead time, and the electric signal converted by the photoelectric converter 30 is Also count one by one with long dead time. Details will be described later.
  • the dose calculation device 50 is connected to the signal counting device 40, converts the signal count value calculated by the signal counting device 40 into a radiation dose, and outputs a display signal to the display device 60.
  • the present inventors as shown in FIG. 2, between the dose rate of the incident radiation and the number of photons per unit time emitted by the radiation emitting unit 10 (hereinafter, also referred to as “photon counting rate”) It was found by experiment that there is a one-to-one correspondence. On the other hand, it is known that there is a one-to-one correspondence between the photon counting rate and the electric pulse counting rate. Therefore, it is derived that there is also a one-to-one relationship between the dose rate of radiation and the count rate of the electrical pulses, so using this relationship, the count rate of the obtained electrical pulses is calculated as the dose of radiation. It can be converted to a rate.
  • the dose calculation device 50 includes therein a storage device 52 storing a data table that associates the count value of the electric pulse with the dose of radiation, and the electricity calculated using the data table is stored. An arithmetic process is performed to convert the pulse count value into a radiation dose.
  • the dose calculation device 50 can convert the count value and the dose into the count rate and the dose rate, which are the respective values per unit time, and any conversion data table may be used. Further, the correspondence relationship between the dose rate of radiation and the count rate of electric pulses described above differs depending on the size and shape and material of the radiation emitting unit 10 used, the thickness and length of the optical fiber 20, etc.
  • the counting rate of the obtained electric pulse can be converted to the dose rate of radiation by obtaining it in advance for each radiation monitoring apparatus 1 and converting it into a data table.
  • led-out using the dose calculation apparatus 50 is not limited to the dose of a radiation, or a dose rate, For example, the time-dependent change of a dose rate etc. may be sufficient.
  • the display device 60 receives the input of the display signal from the dose calculation device 50, and displays the dose and the dose rate calculated by the dose calculation device 50.
  • the display device 60 can, of course, display related information such as other measurement times and various measurement conditions.
  • X-rays are pulsed irradiation with a width of T1 (several microseconds) in a cycle of T2 (several milliseconds).
  • Cherenkov light is generated when high-speed electrons move in the optical fiber 20, and is generated in synchronization with radiation irradiation.
  • the radiation emitting unit 10 is characterized in that light emission can be seen even after irradiation, with a fluorescence lifetime depending on the material.
  • the signal counting device 40 is adjusted such that various time constants of the circuits in the device are adjusted so that the dead time T3 for event measurement becomes longer than the irradiation pulse width T1.
  • a photomultiplier used as the photoelectric converter 30 has a high speed, and an electric pulse signal width for converting and outputting one photon is about several nsec.
  • the electric pulse signal output from the photoelectric converter 30 is weak, and it is general to amplify and shape the waveform with a preamplifier, an amplifier or the like.
  • the dead time T3 is adjusted to be longer than the radiation pulse width T1 (T3 ⁇ T1).
  • the dead time is given to the signal counting device 40 at a later stage than the photoelectric converter 30, but the photoelectric converter 30 and the signal counting device 40 are integrated, and the photoelectric converter 30 may have a circuit adjusted to make the dead time T3 longer than the irradiation pulse width T1, or the dose calculation device 50 or the display device 60 may be further integrated therewith.
  • the photoelectric converter 30 may have a circuit adjusted to make the dead time T3 longer than the irradiation pulse width T1, or the dose calculation device 50 or the display device 60 may be further integrated therewith.
  • the Cherenkov light generated in large numbers during the irradiation pulse can be counted only once, and the others can be removed. This single counting can be ignored because it can be sufficiently smaller than the counting from the radiation emitting unit 10.
  • the cycle is about 1 kcps at the maximum because the cycle is about msec, and the effect is 1 if the count from the radiation emitting unit 10 is 100 kcps or more. It is less than% and can be ignored.
  • the dead time of the signal counting device 40 in the radiation monitoring device 1 of the present embodiment is basically non-paralyzed, that is, a measurement system in which the dead time is not extended even if the next signal is input within the dead time. desirable. However, even if it is a paralytic type that extends the dead time when the next signal is input within the dead time, the extended time depends on the light emission frequency of the radiation emitting unit 10, the irradiation pulse time width and the dead time The present invention is preferably applicable to the case where the difference is short enough to be considered negligible.
  • the dead time of the signal counting device 40 can be set to a preset condition, and can be set by the operator of the radiation monitoring device 1 based on the radiation irradiation conditions (radiation energy, radiation intensity, etc.). Further, it is possible to determine an appropriate dead time with reference to the condition held in advance by receiving the radiation irradiation condition input from the control device that controls the radiation irradiation and the radiation irradiation planning device (not shown).
  • the radiation monitoring apparatus 1 includes a radiation emitting unit 10 that generates light of an intensity dependent on an incident radiation dose, an optical fiber 20 that transmits photons generated by the radiation emitting unit 10, and The photoelectric converter 30 converts photons transmitted by the optical fiber 20 into electrical signals, and counts one by one in a specific dead time in which the electrical signals converted by the photoelectric converter 30 are adjusted with respect to the irradiation pulse time width. And a display unit 60 for displaying the measurement results calculated by the dose calculation unit 50.
  • the signal calculation unit 40 comprises a signal counting unit 40, a dose calculation unit 50 for calculating a dose from the signal count value counted by the signal counting unit 40;
  • the Cerenkov light generation timing dead time it becomes possible to perform measurement with reduced influence of the Cherenkov light, which is noise, without actively measuring the radiation irradiation timing, and the accuracy can be greatly improved. it can.
  • the signal counting device 40 counts the electric signals converted by the photoelectric converter 30 one by one in the dead time longer than the radiation pulse duration, most of the Cherenkov light generated in large quantities during radiation irradiation is counted. It is possible to perform counting by the light emission of the radiation emitting unit 10 which occurs for a long period of time with respect to the radiation irradiation pulse width after the radiation irradiation without performing the process.
  • the signal counting device 40 is non-paralytic type in which the dead time is not extended even if the next signal is input within the dead time, so that the dead time due to a large amount of Cherenkov light generated during radiation irradiation is unnecessary. It is possible to avoid the extension, and it is possible to perform the counting of the light emission signal of the radiation emitting unit 10 generated after the irradiation with higher accuracy.
  • FIG. 4 is a block diagram of a radiation monitoring apparatus 1a according to the present embodiment.
  • FIG. 5 is a time chart of the radiation irradiation timing and the light emitting state of the Cherenkov light and the radiation emitting portion.
  • the same components as those of the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted. The same applies to the following embodiments.
  • the radiation monitoring apparatus 1a of this embodiment includes a radiation emitting unit 10, an optical fiber 20, a photoelectric converter 30, a signal counting apparatus 40a, a dose calculation apparatus 50, and a display apparatus 60.
  • the difference from the radiation monitor 1 of the first embodiment is that the dead time in the signal counting device 40a is shorter than the irradiation pulse time width, and the paralyzed time is increased when the next signal is input within the dead time. It is to be a type. Therefore, the signal counting device 40a will be described in detail below.
  • the dead time of the signal counting apparatus 40a has a dead time T4 when measuring one signal shorter than a radiation pulse time width T1 (T4 ⁇ T1), and further a paralytic type That is, when the next signal is input within the dead time, the dead time is extended.
  • T4 a radiation pulse time width
  • T1 a radiation pulse time width
  • paralytic type That is, when the next signal is input within the dead time, the dead time is extended.
  • the dead time is extended during radiation irradiation in which a large amount of Cherenkov light is generated, and all of the dead times become dead time.
  • the dead time of the signal counting device 40a of the present embodiment can be set to a preset condition, and the operator of the radiation monitoring device 1a sets it based on the radiation irradiation condition. Can.
  • the other configuration and operation are substantially the same as the configuration and operation of the radiation monitoring apparatus 1 of the first embodiment described above.
  • the signal counting device 40 a counts the electrical signals converted by the photoelectric converter 30 one by one in the dead time shorter than the radiation irradiation pulse duration, so that the radiation emitting unit 10 is generated because the dead time is long. It is possible to further reduce the counting loss of the signal from the signal, and to effectively improve the measurement sensitivity and further improve the accuracy.
  • the signal counting device 40a is a paralytic type that extends the dead time when the next signal is input within the dead time, so that the dead state is not performed during radiation by Cherenkov light generated in large quantities during radiation. The effect of Cherenkov light can be effectively removed since it can be maintained and counting is stopped.
  • the signal counting device 40a of the present embodiment is not limited to the paralyzed type, and can be a non-paralyzed type. Even in the non-paralyzed type, after the paralyzed state is resolved, the signal counting device 40a is immediately paralyzed by the Cherenkov light generated in large quantities during radiation irradiation, and the counting can be stopped again. Therefore, the influence of the Cherenkov light can be effectively removed.
  • FIG. 6 is a block diagram of a radiation monitoring apparatus 1b according to the present embodiment.
  • the radiation monitoring apparatus 1b includes a radiation emitting unit 10, an optical fiber 20, a photoelectric converter 30, a signal counting apparatus 40b, a dose calculating apparatus 50, and a display apparatus 60. There is.
  • the main difference from the radiation monitoring apparatus 1 of the first embodiment and the radiation monitoring apparatus 1a of the second embodiment is that the signal counting device 40b has a correction device 42b for correcting the influence of the Cherenkov light. Therefore, the signal counting device 40b will be described in detail below.
  • the influence of counting of Cherenkov light generated during irradiation is considered to be negligible as being limited.
  • the influence of counting by the Cerenkov light is corrected.
  • the dead time of the signal counting device 40b is longer than the irradiation pulse width, the count by the Cherenkov light becomes substantially the same as the number of irradiation pulses, in either the non-paralytic type or the paralytic type.
  • the correction device 42b subtracts the number of irradiation pulses as noise from the counted signal count value as counting with Cherenkov light.
  • the correction device 42b measures the counted signal meter From the numerical value, the number of irradiation pulses is subtracted as noise, as counting by Cerenkov light.
  • the count by the Cherenkov light is correlated with the number of irradiation pulses.
  • the count by Cherenkov light is the ratio of the irradiation pulse width to the dead time of the signal counting device 40b (for example, the value obtained by dividing the irradiation pulse width by the dead time becomes the count by Cherenkov light)
  • the correction device 42 b subtracts the Cerenkov light count as noise from the counted signal count value because it can be determined based on the number.
  • the number of irradiation pulses can be determined from the irradiation conditions (radiation energy, dose rate, irradiation time, etc.), and can be set by inputting the irradiation conditions in advance. Alternatively, timing signals or the like of radiation pulses may be obtained from the radiation irradiation apparatus and counted.
  • the dose calculation device 50 of the present embodiment calculates a dose from the corrected signal count value corrected by the correction device 42 b of the signal counting device 40 b.
  • the signal counting device 40b has a correction device 42b that corrects the noise of the counted signal count value based on the number of irradiation pulses, and the dose calculation device 50 corrects the noise corrected by the correction device 42b.
  • the direct influence of the Cherenkov light can be removed, so when the signal count is small, for example, even when using a low dose irradiation or using a radiation emitter with low sensitivity, Noise due to Cerenkov light can be reduced more effectively, and more accurate measurement becomes possible.
  • the basic configuration of the radiation monitoring apparatus in the present embodiment is the same as the configuration of the radiation monitoring apparatus in any of the first to third embodiments.
  • the difference between these embodiments and this embodiment is only the fluorescence lifetime of the radiation emitting unit 10, and the characteristics of the radiation emitting unit 10 will be described in detail.
  • the fluorescence lifetime of the radiation emitting unit 10 and the emission intensity at the measurement timing will be considered below.
  • the irradiation time is several microseconds and the cycle is several msec. Therefore, the measurement time is about 1000 times the irradiation time, and it can be considered that the light emission (irradiation) time of the radiation emitting unit 10 is approximately zero. Further, the fluorescence lifetime of the radiation emitting unit 10 is ⁇ , the pulse length of radiation irradiation is T1, and the pulse interval is T2.
  • the conditional expression is based on the relationship with nexp ( ⁇ T2 / ⁇ ) ⁇ a. ⁇ ⁇ T2 / ln (n / a) (1) It becomes.
  • the pulse interval T2 is 10 msec at the longest, the number of times of pulse irradiation n is at least one at a minimum, and the measurement error a is 3% at the maximum tolerable error of the dose to be obtained. From equation (1), it is desirable that the fluorescence lifetime ⁇ of the radiation emitting unit 10 be 2.8 msec or less.
  • the fluorescence lifetime ⁇ of the radiation emitting unit 10 is desirably 430 nsec or more.
  • the fluorescence lifetime ⁇ of the radiation emitting unit 10 is set to 2.8 msec or less, the measurement error due to the afterglow can be made within 3% even in a plurality of pulse irradiations. Further, by setting the fluorescence lifetime ⁇ of the radiation emitting unit 10 to 430 nsec or more, 10% or more of the emission intensity can be measured, and the measurement accuracy can be improved by sufficient signal intensity.
  • FIG. 7 is a conceptual view showing a process of generating photons (light) by radiation incident on the radiation emitting part of the Nd: YAG crystal according to the present embodiment.
  • the basic configuration of the radiation monitoring apparatus in the present embodiment is the same as the configuration of the radiation monitoring apparatus in any of the first to fourth embodiments.
  • the difference between these embodiments and the present embodiment is only that the radiation emitting unit 10 is limited to Nd-doped YAG (crystal of garnet structure composed of a composite oxide of yttrium and aluminum (Y 3 Al 5 O 12 ))
  • the characteristics of the radiation emitting unit 10 will be described in detail.
  • Nd which is an Nd-doped YAG crystal, is widely used as a laser material and mainly absorbs light in wavelength bands around 750 nm and 800 nm and emits light with a wavelength of 1064 ⁇ 10 nm with a fluorescence lifetime of about 230 ⁇ sec Do.
  • FIG. 7 shows the light emission principle of Nd: YAG.
  • Nd YAG
  • FIG. 7 shows the light emission principle of Nd: YAG.
  • radiation (r) enters Nd: YAG electrons in the ground state are excited to the absorption band ( 4 F 5/2 ) by the interaction between the radiation and Nd: YAG.
  • Electrons are excited not only by radiation but also by light interaction, but the wavelength is mainly 808 nm.
  • the present inventors set the dose rate of radiation incident on the radiation emitting unit 10 of Nd: YAG to the number of photons per unit time emitted by the radiation emitting unit 10 as shown in FIG. It is experimentally confirmed that there is a one-to-one correspondence as shown in FIG.
  • the 1064 nm photon emitted by the Nd: YAG radiation emitting unit 10 is transmitted to the photoelectric converter 30 through the optical fiber 20, and the photoelectric converter 30 converts each photon into an electric pulse signal, and the signal
  • the photon counting can be performed by the counting devices 40, 40a, and 40b, and the dose and the dose rate can be calculated by the dose calculation device 50.
  • the fluorescence lifetime of Nd: YAG is 230 ⁇ sec, which is sufficiently longer than the irradiation pulse length (several ⁇ sec), sufficient counts can be measured even after the dead time generated by Cherenkov light.
  • the fluorescence lifetime of 230 ⁇ sec is sufficiently shorter than the irradiation pulse cycle (several msec), and even after long-time pulse irradiation, the influence of afterglow is small, and highly accurate measurement is possible.
  • Nd: YAG crystal as the radiation emitting unit 10, it is possible to measure the dose and the dose rate with higher accuracy while removing the Cherenkov light.
  • FIG. 8 is a block diagram of a radiation monitor 1c according to this embodiment.
  • a radiation monitoring apparatus 1 c includes a radiation emitting unit 10 which is an Nd: YAG crystal, an optical fiber 20, a photoelectric converter 30, a signal counting device 40, a dose calculation device 50 and a display 60. Is composed including.
  • the difference from the radiation monitoring apparatus of the fifth embodiment is that a wavelength limiting filter (optical filter) 70 is provided between the optical fiber 20 and the photoelectric converter 30. Therefore, the wavelength limiting filter 70 will be described in detail below.
  • the wavelength distribution of Cerenkov light is the strongest in the ultraviolet region, and the intensity decreases with the cube of the wavelength as the wavelength becomes longer. Therefore, the intensity of the Cherenkov light at 1064 nm, which is the emission wavelength of Nd: YAG, is relatively weak and does not affect the accuracy, but the effect can not be completely eliminated. , There is room for accuracy improvement.
  • the passing wavelength of the wavelength limiting filter 70 is set to a narrow range around 1064 nm, the incidence of the Cherenkov light on the photoelectric converter 30 can be minimized, but in the present invention, the Cherenkov light has an incomplete intensity. In the case of incidence, there is uncertainty that the counting may occur and the correction accuracy may decrease.
  • the dead time is made longer than the irradiation pulse time width in the case where the correction device 42b is provided as in the third embodiment, the case where the Cherenkov light is not measured during the irradiation pulse occurs. Since the count is smaller than the number of irradiation pulses and the correction is excessive, there is room for further improvement of the correction accuracy. Also, in this case, the timing of the Cherenkov light incidence, that is, the time of the start of the insensitive time may vary. In the worst case, Cherenkov light is incident immediately before the end of the radiation pulse, and the dead time may extend more than necessary until the end of the radiation pulse, and the signal count value from the radiation emitting unit 10 may be dropped. Yes, there is room for improving the accuracy of correction as well.
  • the wavelength limiting filter 70 in this embodiment is the emission wavelength of Nd: YAG And a short wavelength region shorter than 1064 nm.
  • a wavelength limiting filter 70 is further provided between the optical fiber 20 and the photoelectric converter 30, and the wavelength limiting filter 70 transmits 1064 nm, which is the emission wavelength of YAG crystal, and also Cerenkov light having a wavelength shorter than 1064 nm.
  • the dead time at the time of radiation irradiation can be secured by passing it also. Therefore, the influence of the Cherenkov light can be reduced, noise is further reduced, and more accurate measurement becomes possible.
  • FIG. 9 is a block diagram of a radiation monitoring apparatus 1 d according to the present embodiment and a radiation treatment apparatus 2 using the same.
  • a radiation treatment apparatus 2 of this embodiment includes a radiation irradiation apparatus 80 that generates and emits radiation, and the radiation monitor described in any of the first to sixth embodiments.
  • a radiation monitor 1d having the same configuration as the devices 1, 1a, 1b, 1c, etc., and a radiation control unit 90 for controlling the radiation irradiation unit 80 using the dose calculated by the radiation monitor 1d. .
  • the radiation monitoring device 1d includes the radiation emitting unit 10, the optical fiber 20, the photoelectric converter 30, the signal counting devices 40, 40a and 40b, the dose calculating device 50a and the display device 60, and the first to sixth
  • the difference from the radiation monitoring device of the embodiment is that the dose calculation device 50a outputs information such as the calculated dose to the radiation control device 90 as a signal.
  • the radiation emitting unit 10 is placed in the vicinity of the measurement target site in the body or phantom, and the dose is measured online as in the first to sixth embodiments during radiation irradiation by the radiation irradiating apparatus 80.
  • the radiation control device 90 acquires the dose measured from the dose calculation device 50a, monitors the dose of the target site in real time during irradiation, and performs feedback control such as changing the radiation irradiation condition as necessary, Achieve optimal radiation (radiotherapy).
  • the radiation monitor 1d can reduce the influence of the Cherenkov light and measure the vicinity of a region of interest such as the body in real time with high accuracy. Because of this, it is possible to feedback control the irradiation conditions in real time from the measured dose, and to realize highly accurate radiation therapy.
  • FIG. 10 is a flow chart of radiation measurement control according to the present embodiment.
  • the configuration of the radiation monitoring apparatus according to this embodiment is the same as that of the radiation monitoring apparatuses 1, 1a, 1c, 1d and the like described in the first, second and fourth to seventh embodiments, and the description thereof will be omitted.
  • This processing flow is mainly a control processing flow implemented by the signal counting devices 40 and 40a and the dose calculation devices 50 and 50a.
  • Measurement conditions irradiation conditions, dead time (Td), etc.
  • the main purpose of this process is to set the dead time (Td), and the operator can directly input the dead time (Td).
  • the irradiation conditions (radiation energy, radiation intensity, etc.) are acquired from the radiation control device 90 or the radiation irradiation planning device (not shown), and the signal counting device 40, the dose calculation device 50, etc. Appropriate dead time (Td) can be determined. Also, this step can be omitted. In that case, a preset dead time (Td) is used.
  • Step S13 The photons are counted in a predetermined dead time (Td) by the radiation emitting unit 10, the optical fiber 20, the photoelectric converter 30, the signal counting device 40, etc., and counting (N k ) within a predetermined unit time (t) Is measured.
  • Td dead time
  • N k unit time
  • k indicates the execution number of counting within this unit time.
  • This step S13 is a light emitting process, a transmission process, a photoelectric conversion process, and a signal counting process.
  • RD Dose rate (ND) and dose (D) are calculated, and the result is displayed on the display device 60.
  • RD F1 ( Nk , Td, t) (3)
  • D F 2 ( ⁇ N k , T d) (4)
  • the conversion formulas (3) and (4) are linear expressions shown in FIG. 2, and the relationship between the photon count rate and the dose rate corresponding to the dead time Td or the relationship between the photon count and the dose is previously determined. You should save.
  • This step S14 is a dose calculation process.
  • Step S15 It is determined whether a measurement termination condition (for example, irradiation time etc.) set in advance is satisfied. If it is determined that the measurement termination condition is not satisfied, the process proceeds to step S13 to continue the measurement. On the other hand, if it is determined that the measurement termination condition is satisfied, the process proceeds to the next step S16.
  • a measurement termination condition for example, irradiation time etc.
  • Step S16> The display such as the end of measurement is displayed on the display device 60, and the measurement is ended.
  • the radiation monitoring method of the eighth embodiment of the present invention it is possible to realize highly accurate measurement of dose or dose rate with reduced influence of Cherenkov light. Further, since no special measurement means other than the dose measurement means is required, simplification of the apparatus and cost reduction can be realized.
  • FIG. 11 is a flow chart of radiation measurement control according to the present embodiment.
  • the configuration of the radiation monitoring apparatus according to the present embodiment is the same as that of the radiation monitoring apparatus 1b described in the third embodiment etc.
  • This processing flow is mainly a control processing flow implemented by the signal counting device 40b and the dose calculation device 50.
  • Measurement conditions irradiation conditions, dead time (Td), irradiation pulse cycle time (T2), etc.
  • the main purpose of this process is to set the dead time (Td) and the radiation pulse cycle time (T2), and the dead time (Td) and the radiation pulse cycle time (T2) can be directly input.
  • the irradiation conditions (radiation energy, radiation intensity, etc.) are acquired from the radiation control device 90 or the radiation irradiation planning device (not shown), and the dose calculation device 50 or the like is appropriately referred to the conditions held in advance.
  • Dead time (Td) and radiation pulse cycle time (T2) can be determined. Also, this step can be omitted. In that case, the dead time (Td) and radiation irradiation pulse cycle time (T2) which are set in advance are used.
  • Step S23 The radiation emitting unit 10, the optical fiber 20, the photoelectric converter 30, and the signal counting device 40b count photons within a predetermined unit time (t) by photon counting at a preset dead time (Td). Be done.
  • k indicates the execution number of counting within this unit time.
  • This step S23 is a part of the light emitting process, the transmission process, the photoelectric conversion process, and the signal counting process.
  • Step S24> From the N k counted by the signal counting device 40, the dose calculation device 50 corrects the influence of the Cherenkov light using a correction table (correction equation, equation (5) below) or the like stored in advance.
  • N k C (N k , T2, t) (5)
  • the correction equation is not limited to the equation (6), and it is possible to obtain in advance a correction equation corresponding to the dead time Td, energy and intensity of radiation.
  • This step S24 is a correction step which is a part of the signal counting step.
  • Step S25 From the event count N k corrected in step S24 by the dose calculation device 50, the dose rate ( K) is held in advance and converted using the conversion tables (the above formulas (3) and (4)) etc. RD) or dose (D) is calculated.
  • This step S25 is a dose calculation process.
  • Step S26> It is determined whether a measurement termination condition (for example, irradiation time etc.) set in advance is satisfied. If it is determined that the measurement termination condition is not satisfied, the process proceeds to step S23 to continue the measurement. On the other hand, if it is determined that the measurement termination condition is satisfied, the process proceeds to the next step S27.
  • a measurement termination condition for example, irradiation time etc.
  • Step S27> The display such as the end of measurement is displayed on the display device 60, and the measurement is ended.
  • the same effects as the radiation monitoring method of the eighth embodiment described above can be obtained, and also substantially the same as the radiation monitoring apparatus of the third embodiment described above.
  • An effect is obtained.
  • the dose rate (RD) or the dose (D) can be calculated uniquely from N k . That is, in the equations (3) and (4), etc., the condition input of Td becomes unnecessary, and the determination of the dose rate (RD) or the dose (D) becomes simple, and the determination of the conditional expression and its retention become easy. .
  • the present invention is not limited to the above embodiment, but includes various modifications.
  • the above embodiments have been described in detail in order to explain the present invention in an easy-to-understand manner, and are not necessarily limited to those having all the described configurations.
  • part of the configuration of one embodiment can be replaced with the configuration of another embodiment, and the configuration of another embodiment can be added to the configuration of one embodiment.
  • radiation monitoring device 2 radiation treatment device 10: radiation emitting unit 20: optical fiber 30: photoelectric converter 40, 40a, 40b: signal counting device 42b: correction device 50, 50a: dose Arithmetic unit 52: Memory unit 60: Display unit 70: Wavelength limiting filter (optical filter) 80 ... Radiation irradiation apparatus 90 ... Radiation control apparatus

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Abstract

放射線モニタ装置１は、入射した放射線量に依存した強度の光を発生する放射線発光部１０と、放射線発光部１０で発生したフォトンを伝送する光ファイバ２０と、光ファイバ２０が伝送したフォトンを電気信号に変換する光電変換器３０と、光電変換器３０で変換した電気信号を放射線照射パルス時間幅に対して調整した特定の不感時間で１個１個計数するシグナル計数装置４０と、シグナル計数装置４０で計数したシグナル計数値から線量を演算する線量演算装置５０と、線量演算装置５０で算出した測定結果を表示する表示装置６０と、を備えた。

Description

放射線モニタ装置および放射線治療装置、ならびに放射線のモニタ方法
　本発明は、放射線によってがんを治療する治療装置等に好適な光ファイバ式の放射線モニタ装置とそれを備えた放射線治療装置、ならびに放射線のモニタ方法に関するものである。
　特許文献１に記載の線量計は、「放射線の入射により発光するシンチレーションファイバと、このシンチレーションファイバからの光を伝送する光伝送ファイバと、この光伝送ファイバに放射線が入射することにより発生するノイズを除去する、特定の周波数の光を透過するバンドパスフィルタと、このバンドパスフィルタを介して伝送された光を検出する光検出部とを備えている」ものであり、体内に小線源を挿入して治療する小線源治療において、体内線量測定時に光伝送部に放射線が入射することによって発生するノイズ、特にチェレンコフ光の影響を除去して、高精度で測定できる局所線量計を得ることを目指したものである。
特開２００１－５６３８１号公報
　日本において死亡原因の第１位はがんであり、死亡者数は増加の一途を辿っている。医療の質（Ｑｕａｌｉｔｙ　Ｏｆ　Ｌｉｆｅ：ＱＯＬ）の向上が求められる近年の日本では、その治療法として放射線がん治療が注目を集めいている。ニーズとしてのＱＯＬ向上に、シーズである放射線がん治療技術の高精度化があいまって、日本においても広く放射線がん治療が普及し始めている。
　治療に用いられる放射線には、Ｘ線、電子線、陽子線、重粒子線、中性子線等の各種放射線があるが、特に近年、陽子線や重粒子を用いる線治療装置の開発が目覚ましい。
　これら陽子線や重粒子線は、止まる直前に集中的にエネルギーを与えて線量のピーク（ブラッグピーク）を作る性質を有していることから、この性質を利用することによって、がん部分に集中して線量を付与することができ、低侵襲で高精度な治療が期待できる。
　また、Ｘ線治療においてもＩＭＲＴ（Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ　Ｍｏｄｕｌａｔｅｄ　Ｒａｄｉａｔｉｏｎ　Ｔｈｅｒａｐｙ）やＩＧＲＴ（Ｉｍａｇｅ　Ｇｕｉｄｅｄ　ＲａｄｉｏＴｈｅｒａｐｙ）等が開発されており、線量をがん部分に集中させる努力が進んでいる。
　放射線治療装置の高度化が進むのに伴い、治療計画の精度や患者位置決めの精度、治療計画や装置のＱＡ（Ｑｕａｌｉｔｙ　Ａｓｓｕｒａｎｃｅ）用の線量率計測に至るまで、放射線治療に関わるトータルでの精度向上が求められている。
　放射線治療における線量計測には、その安定性や再現性が良好な電離箱が広く使用されている。しかしながら、電離箱はその検出原理から小型化には限界があり、代わりに小型化が比較的容易な半導体検出器を用いた線量分布測定が実施されている。しかし、半導体検出器でも、信号処理系まで含めると小型化には限界がある。また、これらの検出器は、計測の為に高電圧を印加する必要があり、体内に挿入して線量を測定することは困難である、との課題がある。また、これらの検出器は一般的に高密度であり、体内物質や水と比べると放射線との相互作用が大きく、検出器自体の影響が無視できない、との課題がある。
　上述のように、実際の体内の吸収線量が把握できない状況においては、治療計画における線量分布は体動等を考慮したマージンを持ったものになっており、放射線照***度の更なる向上の妨げとなっている。また、放射線に敏感な正常部位が治療対象部位の近くに存在する場合には、放射線治療が困難となっており、体内の吸収線量の把握が望まれている。
　そこで、体内に線量計を設置し、放射線の照射中に直接体内の線量を測定することが望まれており、浸襲性が低い小型でコンパクトなファイバ式の線量計が有望である。しかし、放射線の照射により発生した高速電子が光ファイバ内に入るとチェレンコフ光を発生させるので、放射線照射中のチェレンコフ光の発生が光ファイバ式線量計の課題である。
　このような課題に対し、体内に小線源を挿入して治療する小線源治療における技術として、上述した特許文献１に記載の技術がある。
　一方、特に高エネルギーのＸ線や電子線治療、更には粒子線治療では、短時間で高強度の放射線が照射されるため、発生するチェレンコフ光も膨大となる。従って、この様な加速器を用いる放射線治療においては、上述の特許文献１に記載された光フィルタによるノイズ低減方法では効果が必ずしも十分でなく、更なるチェレンコフ光の低減が望まれる。
　このように、体内での線量測定のためには、上述のように、線量計は小型で侵襲性が小さいこと、更には光ファイバ内で発生するチェレンコフ光の影響をいかに低減するかが非常に重要である。
　そこで、本発明の課題は、小型で侵襲性が小さく、光ファイバ内で発生するチェレンコフ光の影響を低減し、体内でのリアルタイムな線量測定を可能とする放射線モニタ装置および放射線治療装置、ならびに放射線のモニタ方法を提供する。
　本発明は、上記課題を解決する手段を複数含んでいるが、その一例を挙げるならば、入射した放射線量に依存した強度の光を発生する放射線発光部と、前記放射線発光部で発生したフォトンを伝送する光ファイバと、前記光ファイバが伝送したフォトンを電気信号に変換する光電変換器と、前記光電変換器で変換した前記電気信号を放射線照射パルス時間幅に対して調整した特定の不感時間で１個１個計数するシグナル計数装置と、前記シグナル計数装置で計数したシグナル計数値から線量を演算する線量演算装置と、前記線量演算装置で算出した測定結果を表示する表示装置と、を備えたことを特徴とする。
　本発明によれば、小型で侵襲性が小さく、光ファイバ内で発生するチェレンコフ光の影響を低減し、体内でのリアルタイムな線量測定が可能となる。
第１実施形態に係る放射線モニタ装置の構成図である。 第１実施形態に係る線量率とフォトン計数率の関係図である。 第１実施形態に係る放射線照射タイミングとチェレンコフ光や放射線発光部の発光状態等のタイムチャートである。 第２実施形態に係る放射線モニタ装置の構成図である。 第２実施形態に係る放射線照射タイミングとチェレンコフ光や放射線発光部の発光状態等のタイムチャートである。 第３実施形態に係る放射線モニタ装置の構成図である。 第５実施形態に係るＮｄ：ＹＡＧ結晶の放射線発光部に入射した放射線によるフォトン（光）の生成過程を示す概念図である。 第６実施形態に係る放射線モニタ装置の構成図である。 第７実施形態に係る放射線モニタ装置および放射線治療装置の構成図である。 第８実施形態に係る放射線モニタ装置の放射線計測制御フロー図である。 第９実施形態に係る放射線モニタ装置の放射線計測制御フロー図である。
　以下に本発明の放射線モニタ装置および放射線治療装置、ならびに放射線のモニタ方法を実施するための形態（以下「実施形態」という）を、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。
　＜第１実施形態＞　
　本発明の放射線モニタ装置の第１実施形態を、図１乃至図３を用いて説明する。図１は本実施形態に係る放射線モニタ装置１の構成図である。図２は線量率とフォトン計数率の関係図である。図３は放射線照射タイミングとチェレンコフ光や放射線発光部の発光状態等のタイムチャートである。
　図１において、放射線モニタ装置１は、放射線発光部１０、光ファイバ２０、光電変換器３０、シグナル計数装置４０、線量演算装置５０および表示装置６０を含んで構成されている。
　放射線発光部１０は、入射した放射線量に依存した強度の光を発生する放射線発光素材製である。放射線発光素材は少なくとも１種の希土類元素を含有している。具体的には、放射線発光素材は、例えば、母材として透明イットリウム・アルミ・ガーネットなどの材料と、この材料中に含有されたイッテルビウム、ネオジム、セリウム、プラセオジウムなどの希土類元素により構成されている。
　このように、放射線発光素材が少なくとも１種の希土類元素を含有していることで、放射線発光部１０に入射した放射線の線量率と光の強度との線形性を向上させることができ、放射線モニタ装置１は、高い線量率の放射線が入射する場合であっても、放射線の線量率をより正確に計測することができる。
　なお、放射線発光部１０はこれらに限定されるものではなく、異なる組成の放射線発光素材を用いることができる。
　光ファイバ２０は、放射線発光部１０と接続されており、放射線発光部１０で発生したフォトン（光子）を、反対側に接続される光電変換器３０まで伝送する。光ファイバ２０を構成する材料としては、例えば、石英、プラスチック等が挙げられる。取扱の良さから柔らかいものがベターであるが、耐放射線性能等も考慮することが望まれる。また、詳細は説明しないが、遮光等の目的でファイバのカバーも備えることができる。
　光電変換器３０は、光ファイバ２０の放射線発光部１０との接続端とは反対側の端部に接続されており、伝送されたフォトン１個に対して１個の電気パルスを発信する変換器である。光電変換器３０としては、例えば、光電子増倍管、アバランシェフォトダイオード等を採用することができる。これら光電子増倍管等を用いることで、光（フォトン）を、電流増幅した電気パルスに変換することができる。また、明記しないが、必要に応じて光電変換器３０からの出力信号を増幅や波形成形する増幅器等を備えることができる。
　シグナル計数装置４０は、光電変換器３０に接続されており、光電変換器３０で変換・増幅された電気パルス信号を放射線照射パルス時間幅に対して調整した特定の不感時間で１個１個計数し、シグナル計数値を算出する。本実施形態のシグナル計数装置４０は、不感時間内に次の信号が入力されても不感時間が延長されない非麻痺型であり、光電変換器３０で変換された電気信号を放射線照射パルス時間幅よりも長い不感時間で１個１個計数する。詳細については後述する。
　線量演算装置５０は、シグナル計数装置４０に接続されており、シグナル計数装置４０が算出したシグナル計数値を放射線の線量に換算し、表示信号を表示装置６０に対して出力する。
　本発明者らは、図２に示すように、入射する放射線の線量率と、放射線発光部１０が発する単位時間当たりのフォトン数（以下、「フォトンの計数率」ともいう）との間には一対一の対応関係があることを実験により見出した。他方、上記フォトンの計数率と電気パルスの計数率との間に一対一の対応関係があることは公知である。したがって、放射線の線量率と上記電気パルスの計数率との間にも一対一対応の関係があることが導かれるので、この関係を用いることで、得られた電気パルスの計数率を放射線の線量率に換算することができる。
　具体的には、線量演算装置５０は、電気パルスの計数値と放射線の線量とを対応付けるデータテーブルを記憶している記憶装置５２をその内部に備えており、上記データテーブルを用い計数された電気パルスの計数値を放射線の線量に換算する演算処理を実施する。ここで、線量演算装置５０では、計数値及び線量を、単位時間当たりのそれぞれの値である計数率及び線量率に変換可能であり、どちらの変換のデータテーブルを使用してもよい。また、上述した放射線の線量率と電気パルスの計数率との対応関係は、使用する放射線発光部１０の大きさや形や材質、光ファイバ２０の太さや長さ等によって異なるため、この対応関係を放射線モニタ装置１ごとに予め求めてデータテーブル化しておくことで、得られた電気パルスの計数率を放射線の線量率に換算することができる。なお、線量演算装置５０を用いて導出されるのは放射線の線量や線量率に限定されるものではなく、例えば、線量率の経時変化等であってもよい。
　表示装置６０は、線量演算装置５０からの表示信号の入力を受けて、線量演算装置５０で算出した線量や線量率を表示する。表示装置６０は、もちろん、その他の測定時間や各種測定条件等の関連情報を表示可能である。
　次に、放射線照射と放射線発光部１０の発光、および光ファイバ２０からのチェレンコフ光の発光タイミングについて図３を用いて説明する。
　例えばＸ線治療装置の場合では、Ｘ線は、Ｔ２（数ｍｓｅｃ）周期でＴ１（数μｓｅｃ）幅のパルス状の照射となる。チェレンコフ光は、高速電子が光ファイバ２０内を移動する際に発生するものであり、放射線照射と同期して発生する。一方、放射線発光部１０はその材質に依存した蛍光寿命にて、照射後も発光が見られるのが特徴である。
　このため、放射線照射中は放射線発光部１０の発光を計測せずに照射直後から放射線発光部１０の発光を計測することができれば、チェレンコフ光の影響を極力除去した計測が可能となる。そのためには、放射線照射のタイミングを捉える必要があるが、それには照射タイミング信号を取得するための放射線照射装置に依存した付加装置が必要となるため、装置構成が複雑となり、小型化に反する。
　そこで、本実施形態は、シグナル計数装置４０を、イベント計測のための不感時間Ｔ３を放射線照射パルス幅Ｔ１より長くなるように装置内の回路の各種時定数などが調整されたものとする。これにより、チェレンコフ光の影響を自然に低減して、付加装置を必要としない簡易な装置構成を実現するものである。
　光電変換器３０として使用する光電子増倍管は一般的には高速であり、１個１個のフォトンを変換して出力する電気的なパルス信号幅は数ｎｓｅｃ程度である。しかし、光電変換器３０が出力する電気パルス信号は微弱であり、プリアンプ、アンプ等により増幅し波形整形することが一般的である。その際に、計測系には不感時間が発生するが、本発明ではその不感時間Ｔ３を調整し、放射線照射パルス時間幅Ｔ１より長くする（Ｔ３≧Ｔ１）。
　ここでは、一般的な計測系を想定し不感時間を光電変換器３０よりも後段のシグナル計数装置４０に持たせたが、光電変換器３０とシグナル計数装置４０とを一体化させ、光電変換器３０側に不感時間Ｔ３を放射線照射パルス幅Ｔ１より長くなるように調整された回路を持たせてもよいし、それにさらに線量演算装置５０や表示装置６０を一体化させてもよく、放射線モニタ装置１トータルで放射線照射パルス幅に対して特定の不感時間となるように調整することができればよい。
　不感時間Ｔ３を放射線照射パルス時間幅Ｔ１より長くすることにより、放射線照射パルス中に多数発生するチェレンコフ光を１回のみ計数して、他は除去可能となる。この１回の計数は、放射線発光部１０からの計数より十分に小さく出来るので無視することが可能である。
　具体的には、このカウントは放射線照射パルスカウントと等しいので、その周期がｍｓｅｃ程度であることより最大で１ｋｃｐｓ程度であり、放射線発光部１０からの計数が１００ｋｃｐｓ以上であれば、その影響は１％未満となり、無視することができる。
　本実施形態の放射線モニタ装置１におけるシグナル計数装置４０の不感時間は、基本的には非麻痺型、つまり不感時間内に次の信号が入力されても不感時間が延長されない計測系であることが望ましい。ただし、不感時間内に次の信号が入力されると不感時間を延長する麻痺型であっても、その延長される時間が、放射線発光部１０の発光頻度や、放射線照射パルス時間幅と不感時間との差分に対して無視することが可能であると見なせる程度に短い場合には好適に適用可能である。
　シグナル計数装置４０の不感時間は、予め設定された条件とすることができるとともに、放射線モニタ装置１のオペレータが放射線の照射条件（放射線エネルギー、放射線強度、等）に基づいて設定することができる。また、放射線の照射を制御する制御装置や放射線照射計画装置（図示省略）から放射線の照射条件の入力を受けて予め保持した条件を参照して適切な不感時間を定めることができる。
　次に、本実施形態の効果について説明する。
　上述した本発明の第１実施形態の放射線モニタ装置１は、入射した放射線量に依存した強度の光を発生する放射線発光部１０と、放射線発光部１０で発生したフォトンを伝送する光ファイバ２０と、光ファイバ２０が伝送したフォトンを電気信号に変換する光電変換器３０と、光電変換器３０で変換した電気信号を放射線照射パルス時間幅に対して調整した特定の不感時間で１個１個計数するシグナル計数装置４０と、シグナル計数装置４０で計数したシグナル計数値から線量を演算する線量演算装置５０と、線量演算装置５０で算出した測定結果を表示する表示装置６０と、を備えている。
　このようにチェレンコフ光発生タイミングを不感時間とすることにより、積極的に放射線照射タイミングを計測すること無しにノイズであるチェレンコフ光の影響を低減した計測が可能となり、精度を大幅に向上させることができる。また、本装置構成によれば、光ファイバ式の線量計に特殊な計測装置を追加する必要がなく、簡易な計測体系、つまりは計測装置の低コスト化を実現することができる。これらの効果により、小型で侵襲性が小さく、チェレンコフ光の影響を低減した、放射線治療中の体内の線量率のリアルタイム計測や治療装置のＱＡ／ＱＣ（Ｑｕａｌｉｔｙ　Ｃｏｎｔｒｏｌ）用の高精度な放射線計測が可能となる。
　従って、このような装置を用いることによって、体動の影響や臓器の経時変化等の影響を低減して線量の高精度な照射が可能となり、また、正常部位への照射線量を低減し放射線治療適応範囲を拡大する等、放射線治療の高度化も実現することができる。
　また、シグナル計数装置４０は、光電変換器３０が変換した電気信号を放射線照射パルス時間幅よりも長い不感時間で１個１個計数するため、放射線照射中に大量に発生するチェレンコフ光をほとんどカウントすることなく、放射線照射後に、放射線照射パルス幅に対して長い期間発生する放射線発光部１０の発光による計数をより高精度に行うことができる。
　更に、シグナル計数装置４０は、不感時間内に次の信号が入力されても不感時間が延長されない非麻痺型であることで、放射線照射中に大量に発生するチェレンコフ光によって不感時間が必要以上に延長されることを避けることができ、放射線照射後に発生する放射線発光部１０の発光の信号の計数をより高精度に行うことができる。
　＜第２実施形態＞　
　本発明の第２実施形態の放射線モニタ装置について図４および図５を用いて説明する。図４は本実施形態に係る放射線モニタ装置１ａの構成図である。図５は放射線照射タイミングとチェレンコフ光や放射線発光部の発光状態等のタイムチャートである。第１実施形態と同じ構成には同一の符号を示し、説明は省略する。以下の実施形態においても同様とする。
　図４に示すように、本実施形態の放射線モニタ装置１ａは、放射線発光部１０、光ファイバ２０、光電変換器３０、シグナル計数装置４０ａ、線量演算装置５０および表示装置６０を含んで構成されている。第１実施形態の放射線モニタ装置１との違いは、シグナル計数装置４０ａにおける不感時間が放射線照射パルス時間幅よりも短く、また不感時間内に次の信号が入力されると不感時間を延長する麻痺型であることである。従って以下ではシグナル計数装置４０ａについて詳細に説明する。
　本実施形態におけるシグナル計数装置４０ａの有する不感時間は、図５に示すように、一つの信号を計測する際の不感時間Ｔ４が射線照射パルス時間幅Ｔ１より短く（Ｔ４≦Ｔ１）、更に麻痺型、つまり不感時間内に次の信号が入力されると不感時間を延長するものである。これにより、図５に示すように、大量のチェレンコフ光が発生する放射線照射の間は、不感時間が延長されて全て不感時間となる。
　第１実施形態と同様に、本実施形態のシグナル計数装置４０ａの不感時間は、予め設定された条件とすることができるとともに、放射線モニタ装置１ａのオペレータが放射線の照射条件に基づいて設定することができる。また、放射線の照射を制御する制御装置や放射線照射計画装置から放射線の照射条件の入力を受けて予め保持した条件を参照して適切な不感時間を定めることができる。
　その他の構成・動作は前述した第１実施形態の放射線モニタ装置１と略同じ構成・動作である。
　本発明の第２実施形態の放射線モニタ装置１ａにおいても、前述した第１実施形態の放射線モニタ装置１とほぼ同様な効果が得られる。
　また、シグナル計数装置４０ａは、光電変換器３０が変換した電気信号を放射線照射パルス時間幅よりも短い不感時間で１個１個計数することにより、不感時間が長いために発生する放射線発光部１０からのシグナルの数え落としをより減少させることができ、実効的に測定感度が向上して精度が更に向上する。
　更に、シグナル計数装置４０ａは、不感時間内に次の信号が入力されると不感時間を延長する麻痺型であることで、放射線照射中に大量に発生するチェレンコフ光によって放射線照射中は不感状態を維持することができ、計数が停止されることから、チェレンコフ光の影響を効果的に除去することができる。
　なお、本実施形態のシグナル計数装置４０ａは麻痺型に限られず、非麻痺型とすることができる。非麻痺型であっても、麻痺状態が解消された後に、放射線照射中に大量に発生するチェレンコフ光によって速やかにシグナル計数装置４０ａが麻痺して再び不感の状態となり、計数を停止することができるため、チェレンコフ光の影響を効果的に除去することができる。
　＜第３実施形態＞　
　本発明の第３実施形態の放射線モニタ装置１ｂについて図６を用いて説明する。図６は本実施形態に係る放射線モニタ装置１ｂの構成図である。
　図６に示すように、本実施形態の放射線モニタ装置１ｂは、放射線発光部１０、光ファイバ２０、光電変換器３０、シグナル計数装置４０ｂ、線量演算装置５０および表示装置６０を含んで構成されている。第１実施形態の放射線モニタ装置１や第２実施形態の放射線モニタ装置１ａとの主な違いは、シグナル計数装置４０ｂがチェレンコフ光の影響を補正する補正装置４２ｂを有することである。従って以下ではシグナル計数装置４０ｂについて詳細に説明する。
　第１実施形態および第２実施形態においては、放射線照射中に発生するチェレンコフ光の計数の影響は限定的であるとして無視できるものとしている。これに対し、本実施形態においてはチェレンコフ光による計数の影響を補正する。
　具体的には、シグナル計数装置４０ｂの不感時間が放射線照射パルス幅より長い場合は、非麻痺型と麻痺型のいずれの場合でも、チェレンコフ光による計数は放射線照射パルス数と略同じとなることから、補正装置４２ｂは、計数したシグナル計数値から、チェレンコフ光による計数として放射線照射パルス数をノイズとして減算処理する。
　また、シグナル計数装置４０ｂの不感時間が放射線照射パルス幅より短く、麻痺型である場合は、チェレンコフ光による計数は放射線照射パルス数と略同じとなることから、補正装置４２ｂは、計数したシグナル計数値から、チェレンコフ光による計数として放射線照射パルス数をノイズとして減算処理する。
　また、シグナル計数装置４０ｂの不感時間が放射線照射パルス幅より短く、非麻痺型である場合は、チェレンコフ光による計数は放射線照射パルス数と相関がある。例えば、チェレンコフ光による計数は、放射線照射パルス幅に対するシグナル計数装置４０ｂの不感時間との比（例えば、放射線照射パルス幅を不感時間で除した値がチェレンコフ光による計数になる）と、放射線照射パルス数とに基づいて求められることができるため、補正装置４２ｂは、計数したシグナル計数値からチェレンコフ光による計数をノイズとして減算処理する。
　放射線照射パルス数は放射線照射条件（放射線エネルギー、線量率、照射時間等）から求めることが可能であり、予め放射線照射条件を入力することにより設定することが可能である。もしくは、放射線照射装置から放射線パルスのタイミング信号等を取得して計数しても良い。
　本実施形態の線量演算装置５０は、シグナル計数装置４０ｂの補正装置４２ｂにより補正された補正後のシグナル計数値から線量を演算する。
　その他の構成・動作は前述した第１実施形態の放射線モニタ装置１と略同じ構成・動作であり、詳細は省略する。
　本発明の第３実施形態の放射線モニタ装置１ｂにおいても、前述した第１実施形態の放射線モニタ装置１や第２実施形態の放射線モニタ装置１ａとほぼ同様な効果が得られる。
　また、シグナル計数装置４０ｂは、計数したシグナル計数値のノイズを放射線照射パルス数に基づいて補正する補正装置４２ｂを有しており、線量演算装置５０は、補正装置４２ｂにより補正された補正後のシグナル計数値から線量を演算することにより、チェレンコフ光の直接的な影響を除去できるので、シグナルのカウントの少ない時、例えば低線量照射時や感度が低い放射線発光部使用時等であっても、チェレンコフ光によるノイズをより効果的に低減することができ、より精度の高い計測が可能となる。
　＜第４実施形態＞　
　本発明の第４実施形態の放射線モニタ装置について以下説明する。
　本実施形態における放射線モニタ装置の基本的な構成は第１乃至第３実施形態のいずれかの放射線モニタ装置の構成と同じである。これらの実施形態と本実施形態の違いは放射線発光部１０の蛍光寿命のみであり、放射線発光部１０の特性について詳細に説明する。
　以下では、放射線発光部１０の蛍光寿命と測定タイミングでの発光強度について考察する。
　Ｘ線治療においては、加速器により電子を加速しＸ線を照射しているが、一般的にその照射時間は数μｓｅｃで周期は数ｍｓｅｃである。従って、測定時間は照射時間の１０００倍程度あり、近似的に放射線発光部１０の発光（照射）時間をゼロと考えることが出来る。また、放射線発光部１０の蛍光寿命をτとし、放射線照射のパルス長をＴ１、パルス間隔をＴ２とする。
　蛍光寿命の一つ目の条件として、パルス照射による放射線発光部１０の発光が次の放射線パルス照射時には十分に減衰している必要がある。具体的には、最短の治療時間内にｎ回のパルス照射があり、測定誤差ａ％以内であるとすると、条件式は、ｎｅｘｐ（－Ｔ２／τ）＜ａとの関係より、
　　　τ＜Ｔ２／ｌｎ（ｎ／ａ）　　　・・・（１）
　となる。ここで、パルス間隔Ｔ２は最長で１０ｍｓｅｃ、パルス照射回数ｎは最小で一回、測定誤差ａは求める線量の許容誤差が最大でも３％とすることが望まれている。式（１）より、放射線発光部１０の蛍光寿命τは２．８ｍｓｅｃ以下であることが望まれる。
　蛍光寿命の第２の条件として、パルス長Ｔ１後の発光量が全発光量のｂ％以上という条件がある。これはｅｘｐ（－Ｔ１／τ）＞ｂとの関係より、
　　　τ＞Ｔ１／ｌｎ（１／ｂ）　　　・・・（２）
　となる。ここで、パルス長Ｔ１は最短で１μｓｅｃ、要求される発光割合ｂは少なくとも１０％である。式（２）より、放射線発光部１０の蛍光寿命τは４３０ｎｓｅｃ以上であることが望まれる。
　本発明の第４実施形態の放射線モニタ装置においても、前述した第１実施形態の放射線モニタ装置１等とほぼ同様な効果が得られる。
　また、放射線発光部１０の蛍光寿命τを２．８ｍｓｅｃ以下とすることにより、複数回のパルス照射においても残光による測定誤差を３％以内にすることができる。また、放射線発光部１０の蛍光寿命τを４３０ｎｓｅｃ以上とすることにより、発光強度の１０％以上を計測することが可能となり、十分な信号強度により測定精度の向上を図ることができる。
　＜第５実施形態＞　
　本発明の第５実施形態の放射線モニタ装置について図７を用いて説明する。図７は本実施形態に係るＮｄ：ＹＡＧ結晶の放射線発光部に入射した放射線によるフォトン（光）の生成過程を示す概念図である。
　本実施形態における放射線モニタ装置の基本的な構成は第１乃至第４実施形態のいずれかの放射線モニタ装置の構成と同じである。これらの実施形態と本実施形態の違いは放射線発光部１０をＮｄをドープしたＹＡＧ（イットリウムとアルミニウムの複合酸化物（Ｙ３Ａｌ５Ｏ１２）から成るガーネット構造の結晶）に限定しただけであり、放射線発光部１０の特性について詳細を説明する。
　ＮｄをドープしたＹＡＧ結晶であるＮｄ：ＹＡＧは、レーザ材料として広く使用されており、主に７５０ｎｍおよび８００ｎｍ付近の波長帯の光を吸収して波長１０６４±１０ｎｍの光を蛍光寿命約２３０μｓｅｃで放出する。
　図７にＮｄ：ＹＡＧの発光原理を示す。図７に示すように、放射線（ｒ）がＮｄ：ＹＡＧに入射すると、放射線とＮｄ：ＹＡＧとの相互作用により基底状態の電子が吸収帯（４Ｆ５／２）に励起される。吸収帯に励起された電子は、レーザ上位準位（４Ｆ３／２）に非放射遷移し、更にレーザ上位準位（４Ｆ３／２）から励起エネルギーの低いレーザ下位準位（４Ｉ１１／２）に遷移するときに光子（１０６４ｎｍ）を放出する。放射線だけでなく光の相互作用でも電子は励起されるが、その波長は主に８０８ｎｍである。
　また、上述したように、本発明者らは、Ｎｄ：ＹＡＧの放射線発光部１０に入射する放射線の線量率と、放射線発光部１０が発する単位時間当たりのフォトン数との間には、図２に示すように一対一の対応関係があることを実験的に確認している。
　従って、Ｎｄ：ＹＡＧの放射線発光部１０が放出する１０６４ｎｍの光子を光ファイバ２０にて光電変換器３０まで伝送し、光電変換器３０にて一つ一つのフォトンを電気パルス信号に変換し、シグナル計数装置４０，４０ａ，４０ｂにてフォトンカウンティングして、線量演算装置５０にて線量および線量率を算出することが出来る。
　Ｎｄ：ＹＡＧの蛍光寿命は２３０μｓｅｃと放射線照射パルス長（数μｓｅｃ）よりも十分長いので、チェレンコフ光により発生する不感時間後の測定でも十分なカウントが計測できる。また、２３０μｓｅｃの蛍光寿命は、放射線照射パルス周期（数ｍｓｅｃ）よりも十分短く、長時間のパルス照射においても残光による影響が小さく、精度の高い計測が可能である。
　このように、本発明の第５実施形態の放射線モニタ装置においても、前述した第１実施形態の放射線モニタ装置１等とほぼ同様な効果が得られる。
　また、放射線発光部１０としてＮｄ：ＹＡＧ結晶を使用することにより、チェレンコフ光を除去しながらより高精度で線量および線量率を計測することが可能となる。
　＜第６実施形態＞　
　本発明の第６実施形態の放射線モニタ装置について図８を用いて説明する。図８は本実施形態に係る放射線モニタ装置１ｃの構成図である。
　図８に示すように、本実施形態の放射線モニタ装置１ｃは、Ｎｄ：ＹＡＧ結晶である放射線発光部１０、光ファイバ２０、光電変換器３０、シグナル計数装置４０、線量演算装置５０および表示装置６０を含んで構成されている。第５実施形態の放射線モニタ装置との違いは、光ファイバ２０と光電変換器３０の間に波長制限フィルタ（光フィルタ）７０を設置したことである。従って以下では波長制限フィルタ７０について詳細に説明する。
　一般的にチェレンコフ光の波長分布は、紫外線領域が最も強く、波長が長くなるにつれて波長の３乗で強度は低下する。従ってＮｄ：ＹＡＧの発光波長である１０６４ｎｍでのチェレンコフ光の強度は相対的に弱くなっており、精度に影響が及ぶことのない水準となっているが、影響を完全に除去できるわけではないため、精度向上の余地がある。
　ここで、波長制限フィルタ７０の通過波長を１０６４ｎｍ近傍の狭い範囲に設定すると、チェレンコフ光の光電変換器３０への入射を極力小さくすることが出来るが、本発明においてはチェレンコフ光が中途半端な強度で入射した場合、その計数に不確かさが生じ、補正精度が低下する憾みがある。
　例えば、第３実施形態のように補正装置４２ｂを備えている場合において不感時間を放射線照射パルス時間幅よりも長くした時には、放射線照射パルス中にチェレンコフ光が計測されない場合が発生し、チェレンコフ光による計数が放射線照射パルス数よりも小さくなり、補正が過剰となることから、補正精度の更なる向上の余地がある。また、この場合、チェレンコフ光入射のタイミング、つまり不感時間開始の時間がまちまちとなる。最悪のケースでは、放射線照射パルスの終了直前にチェレンコフ光が入射して不感時間が放射線照射パルス終了後まで必要以上に伸びてしまい、放射線発光部１０からのシグナル計数値を落としてしまう可能性があり、同様に補正の精度向上の余地がある。
　また、放射線照射パルス時間幅よりも短い不感時間として、麻痺型とした際には、チェレンコフ光の入射がまばらとなって不感時間が連続せず、チェレンコフ光による計数と放射線照射パルス幅及びパルス数との相関がなくなり、補正が不十分となる、との憾みがある。
　一般的な波長制限フィルタでは、Ｎｄ：ＹＡＧの発光波長とその周辺の発光波長を通過させる通過波長帯域の狭いものが好まれるが、本実施形態における波長制限フィルタ７０は、Ｎｄ：ＹＡＧの発光波長を通過させると共に、１０６４ｎｍより波長の短い短波長領域も積極的に通過させるものとする。それにより、十分な強度（フォトン数）のチェレンコフ光の入射を確保することができるため、適切な不感時間の設定が可能となり、チェレンコフ光の補正精度が向上し、計測精度が向上する。
　本発明の第６実施形態の放射線モニタ装置１ｃにおいても、前述した第５実施形態の放射線モニタ装置とほぼ同様な効果が得られる。
　また、光ファイバ２０と光電変換器３０との間に、波長制限フィルタ７０が更に設置され、波長制限フィルタ７０は、ＹＡＧ結晶の発光波長である１０６４ｎｍを通過させると共に、１０６４ｎｍより波長の短いチェレンコフ光も通過させることにより放射線照射時の不感時間を確保することができる。よって、チェレンコフ光の影響を低減することができ、更にノイズが低減され、より精度の高い計測が可能となる。
　＜第７実施形態＞　
　本発明の第７実施形態の放射線治療装置について図９を用いて説明する。図９は本実施形態に係る放射線モニタ装置１ｄおよびそれを用いた放射線治療装置２の構成図である。
　図９に示すように、本実施形態の放射線治療装置２は、放射線を発生、照射する放射線照射装置８０と、第１実施形態乃至第６実施形態の何れかの実施形態に記載された放射線モニタ装置１，１ａ，１ｂ，１ｃ等と同等の構成の放射線モニタ装置１ｄと、放射線モニタ装置１ｄで算出された線量を用いて放射線照射装置８０を制御する放射線制御装置９０と、から構成されている。
　放射線モニタ装置１ｄは、放射線発光部１０、光ファイバ２０、光電変換器３０、シグナル計数装置４０，４０ａ，４０ｂ、線量演算装置５０ａおよび表示装置６０を含んで構成されており、第１乃至第６実施形態の放射線モニタ装置との違いは、線量演算装置５０ａは放射線制御装置９０に対して算出された線量等の情報を信号として出力することである。
　放射線治療装置２では、放射線発光部１０を体内やファントム内の測定対象部位の近傍に設置し、放射線照射装置８０による放射線照射中にオンラインで、第１乃至第６実施形態と同様に線量を計測する。放射線制御装置９０にて線量演算装置５０ａから計測した線量を取得し、照射中にリアルタイムで対象部位の線量を監視し、必要に応じて放射線照射条件を変更する等のフィードバック制御を実施して、最適な照射（放射線治療）を実現する。
　本発明の第７実施形態の放射線治療装置２によれば、放射線モニタ装置１ｄによってチェレンコフ光の影響を低減したうえで体内等の関心部位の近傍を高精度にリアルタイムに計測することが可能となっていることから、更に計測した線量から照射条件をリアルタイムでフィードバック制御することが可能となり、高精度な放射線治療を実現することができる。
　＜第８実施形態＞　
　本発明の第８実施形態の放射線のモニタ方法について図１０を用いて説明する。図１０は本実施形態に係る放射線計測制御フロー図である。
　本実施形態に係る放射線モニタ装置の構成は第１，第２，第４乃至第７実施形態で説明した放射線モニタ装置１，１ａ，１ｃ，１ｄ等と同様であり、説明は省略する。
　本実施形態に係る放射線のモニタ方法に関して図１０のフローチャートを用いて説明する。本処理フローは主にシグナル計数装置４０，４０ａおよび線量演算装置５０，５０ａにて実施する制御処理フローである。
　＜ステップＳ１１＞　
　オペレータの操作により、測定条件（照射条件、不感時間（Ｔｄ）等）が入力される。本処理の主な目的は不感時間（Ｔｄ）を設定することであり、オペレータが不感時間（Ｔｄ）を直接入力することができる。また、放射線制御装置９０や放射線照射計画装置（図示省略）から照射条件（放射線エネルギー、放射線強度、等）を取得し、シグナル計数装置４０や線量演算装置５０等において、予め保持した条件を参照して適切な不感時間（Ｔｄ）を定めることができる。また、本ステップは省略することも可能である。その場合は予め設定されている不感時間（Ｔｄ）を使用する。
　＜ステップＳ１２＞　
　オペレータの操作により放射線照射が開始されることから、線量測定を開始する。
　＜ステップＳ１３＞　
　放射線発光部１０、光ファイバ２０、光電変換器３０およびシグナル計数装置４０等により、予め設定された不感時間（Ｔｄ）でフォトンカウンティングして、所定の単位時間内（ｔ）の計数（Ｎｋ）が計測される。ここでｋはこの単位時間内の計数の施行番号を示している。本ステップＳ１３は、発光工程、伝送工程、光電変換工程、およびシグナル計数工程となる。
　＜ステップＳ１４＞　
　線量演算装置５０にて、ステップＳ１３においてシグナル計数装置４０にて計数した計数Ｎｋから、予め保持しておいた換算テーブル（換算式、以下式（３）および式（４））等を用いて、線量率（ＲＤ）や線量（Ｄ）を算出し、表示装置６０に結果を表示する。　
　　　ＲＤ＝Ｆ１（Ｎｋ，Ｔｄ，ｔ）　　　・・・（３）
　　　Ｄ　＝Ｆ２（ΣＮｋ，Ｔｄ）　　　・・・（４）
　本換算式（３）および式（４）は図２で示した直線性の関係式であり、予め不感時間Ｔｄに対応したフォトン計数率と線量率の関係またはフォトン計数と線量の関係を求めておけばよい。本ステップＳ１４は線量演算工程となる。
　＜ステップＳ１５＞　
　予め設定しておいた測定終了条件（例えば照射時間等）が満たされたかどうかを判定する。測定終了条件を満たしていないと判定されれば、ステップＳ１３に処理を移行して測定を継続する。一方、測定終了条件を満たしたと判定されたならば、処理を次のステップＳ１６へ進める。
　＜ステップＳ１６＞　
　表示装置６０に測定終了等の表示をし、測定を終了する。
　本発明の第８実施形態の放射線のモニタ方法によれば、チェレンコフ光の影響を低減した精度の高い線量または線量率の測定を実現することができる。また、線量測定手段以外の特別な計測手段を必要としないので、装置の簡素化、低コスト化が実現できる。
　＜第９実施形態＞　
　本発明の第９実施形態の放射線のモニタ方法について図１１を用いて説明する。図１１は本実施形態に係る放射線計測制御フロー図である。
　本実施形態に係る放射線モニタ装置の構成は第３実施形態等で説明した放射線モニタ装置１ｂ等と同様であり、説明は省略する。
　本実施形態に係る放射線のモニタ方法に関して図１１のフローチャートを用いて説明する。本処理フローは主にシグナル計数装置４０ｂおよび線量演算装置５０にて実施する制御処理フローである。
　＜ステップＳ２１＞　
　オペレータの操作により、測定条件（照射条件、不感時間（Ｔｄ）、放射線照射パルス周期時間（Ｔ２）等）が入力される。本処理の主な目的は不感時間（Ｔｄ）および放射線照射パルス周期時間（Ｔ２）を設定することであり、不感時間（Ｔｄ）および放射線照射パルス周期時間（Ｔ２）を直接入力することができる。また、放射線制御装置９０や放射線照射計画装置（図示省略）から照射条件（放射線エネルギー、放射線強度、等）を取得し、線量演算装置５０等において、予め保持してある条件を参照して適切な不感時間（Ｔｄ）および放射線照射パルス周期時間（Ｔ２）を定めることができる。また、本ステップは省略することも可能である。その場合は予め設定されている不感時間（Ｔｄ）および放射線照射パルス周期時間（Ｔ２）を使用する。
　＜ステップＳ２２＞　
　オペレータの操作により放射線照射が開始されることから、線量測定を開始する。
　＜ステップＳ２３＞　
　放射線発光部１０、光ファイバ２０、光電変換器３０およびシグナル計数装置４０ｂにより、予め設定された不感時間（Ｔｄ）でフォトンカウンティングして、所定の単位時間内（ｔ）の計数（Ｎｋ）が計測される。ここでｋはこの単位時間内の計数の施行番号を示している。本ステップＳ２３は、発光工程、伝送工程、光電変換工程、およびシグナル計数工程の一部となる。
　＜ステップＳ２４＞　
　線量演算装置５０にて、シグナル計数装置４０にて計数したＮｋから、予め保持しておいた補正テーブル（補正式、以下式（５））等を用いて、チェレンコフ光の影響を補正する。
　　　Ｎｋ＝Ｃ（Ｎｋ，Ｔ２，ｔ）　　　・・・（５）
　本換算式（５）は、最も簡単なシグナル計数装置４０ｂの不感時間が放射線照射パルス幅より長い場合や不感時間が放射線照射パルス幅より短く、麻痺型である場合は、放射線照射パルス数を減算すればよいので、式（６）となる。
　　　Ｎｋ＝Ｎｋ－（ｔ／Ｔ２）　　　・・・（６）
　なお、補正式は、式（６）に限定されるものではなく、予め不感時間Ｔｄや放射線のエネルギー、強度に対応した補正式を求めておくことが可能である。
　本ステップＳ２４はシグナル計数工程の一部である補正工程となる。
　＜ステップＳ２５＞　
　線量演算装置５０にて、ステップＳ２４において補正処理した後のイベント計数Ｎｋから、予め保持しておいて換算テーブル（上述の式（３）および式（４））等を用いて、線量率（ＲＤ）または線量（Ｄ）を算出する。本ステップＳ２５は線量演算工程となる。
　＜ステップＳ２６＞　
　予め設定しておいた測定終了条件（例えば照射時間等）が満たされたかどうかを判定する。測定終了条件を満たしていないと判定されれば、ステップＳ２３に処理を移行して測定を継続する。一方、測定終了条件を満たしたと判定されたならば、処理を次のステップＳ２７へ進める。
　＜ステップＳ２７＞　
　表示装置６０に測定終了等の表示をし、測定を終了する。
　本発明の第９実施形態の放射線のモニタ方法においても、前述した第８実施形態の放射線のモニタ方法とほぼ同様な効果が得られるとともに、前述した第３実施形態の放射線モニタ装置とほぼ同様な効果が得られる。また、計数Ｎｋはチェレンコフの影響が除去されているので、線量率（ＲＤ）または線量（Ｄ）は、Ｎｋから一意的に算出することが出来る。つまり、式（３）および式（４）等において、Ｔｄの条件入力が不要となり線量率（ＲＤ）または線量（Ｄ）の決定が簡単になると共に、条件式の決定およびその保持が簡易となる。
　＜その他＞　
　なお、本発明は、上記の実施形態に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。上記の実施形態は本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。また、ある実施形態の構成の一部を他の実施形態の構成に置き換えることも可能であり、また、ある実施形態の構成に他の実施形態の構成を加えることも可能である。また、各実施形態の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることも可能である。
１，１ａ，１ｂ，１ｃ，１ｄ…放射線モニタ装置
２…放射線治療装置
１０…放射線発光部
２０…光ファイバ
３０…光電変換器
４０，４０ａ，４０ｂ…シグナル計数装置
４２ｂ…補正装置
５０，５０ａ…線量演算装置
５２…記憶装置
６０…表示装置
７０…波長制限フィルタ（光フィルタ）
８０…放射線照射装置
９０…放射線制御装置

Claims (13)

  1. 　入射した放射線量に依存した強度の光を発生する放射線発光部と、
    　前記放射線発光部で発生したフォトンを伝送する光ファイバと、
    　前記光ファイバが伝送したフォトンを電気信号に変換する光電変換器と、
    　前記光電変換器で変換した前記電気信号を放射線照射パルス時間幅に対して調整した特定の不感時間で１個１個計数するシグナル計数装置と、
    　前記シグナル計数装置で計数したシグナル計数値から線量を演算する線量演算装置と、
    　前記線量演算装置で算出した測定結果を表示する表示装置と、を備えた
    　ことを特徴とする放射線モニタ装置。
  2. 　請求項１に記載の放射線モニタ装置において、
    　前記シグナル計数装置は、前記光電変換器で変換された前記電気信号を前記放射線照射パルス時間幅よりも長い不感時間で１個１個計数する
    　ことを特徴とする放射線モニタ装置。
  3. 　請求項１に記載の放射線モニタ装置において、
    　前記シグナル計数装置は、前記光電変換器で変換された前記電気信号を前記放射線照射パルス時間幅よりも短い不感時間で１個１個計数する
    　ことを特徴とする放射線モニタ装置。
  4. 　請求項２に記載の放射線モニタ装置において、
    　前記シグナル計数装置は、計数したシグナル計数値のノイズを放射線照射パルス数に基づいて補正する補正装置を有しており、
    　前記線量演算装置は、前記補正装置により補正された補正後のシグナル計数値から線量を演算する
    　ことを特徴とする放射線モニタ装置。
  5. 　請求項３に記載の放射線モニタ装置において、
    　前記シグナル計数装置は、計数したシグナル計数値のノイズを放射線照射パルス数に基づいて補正する補正装置を有しており、
    　前記線量演算装置は、前記補正装置により補正された補正後のシグナル計数値から線量を演算する
    　ことを特徴とする放射線モニタ装置。
  6. 　請求項２に記載の放射線モニタ装置において、
    　前記シグナル計数装置は、不感時間内に次の信号が入力されても不感時間が延長されない非麻痺型である
    　ことを特徴とする放射線モニタ装置。
  7. 　請求項３に記載の放射線モニタ装置において、
    　前記シグナル計数装置は、不感時間内に次の信号が入力されると不感時間を延長する麻痺型である
    　ことを特徴とする放射線モニタ装置。
  8. 　請求項１に記載の放射線モニタ装置において、
    　前記放射線発光部は、その蛍光寿命を４３０ｎｓｅｃ以上かつ２．８ｍｓｅｃ以下とする
    　ことを特徴とする放射線モニタ装置。
  9. 　請求項１に記載の放射線モニタ装置において、
    　前記放射線発光部は、ＮｄをドープしたＹＡＧ結晶とする
    　ことを特徴とする放射線モニタ装置。
  10. 　請求項９に記載の放射線モニタ装置において、
    　前記光ファイバと前記光電変換器との間に、光フィルタが更に設置され、
    　前記光フィルタは、前記ＹＡＧ結晶の発光波長である１０６４ｎｍを通過させると共に、１０６４ｎｍより波長の短いチェレンコフ光も通過させる
    　ことを特徴とする放射線モニタ装置。
  11. 　放射線を発生、照射する放射線照射装置と、
    　請求項１に記載の放射線モニタ装置と、
    　前記放射線モニタ装置で算出された線量を用いて前記放射線照射装置を制御する放射線制御装置と、を備えた
    　ことを特徴とする放射線治療装置。
  12. 　入射した放射線の量に依存した強度の光を発生させる発光工程と、
    　前記発光工程において発生したフォトンを光ファイバで伝送する伝送工程と、
    　前記伝送工程において伝送された前記フォトンを電気信号に変換する光電変換工程と、
    　前記光電変換工程において変換された前記電気信号を放射線照射パルス時間幅に対して調整した特定の不感時間で１個１個計数するシグナル計数工程と、
    　前記シグナル計数工程において計数されたシグナル計数値から線量を算出する線量演算工程と、を有する
    　ことを特徴とする放射線のモニタ方法。
  13. 　請求項１２に記載の放射線のモニタ方法において、
    　前記シグナル計数工程は、計数されたシグナル計数値を放射線照射パルス数に基づいてノイズ補正する補正工程を有しており、
    　前記線量演算工程は、前記補正工程において補正された補正後のシグナル計数値から線量を算出する
    　ことを特徴とする放射線のモニタ方法。
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