JP2005528598A - 電離ビーム検査装置とプロセス - Google Patents

Abstract

本発明はビーム検査装置に関し、その装置は、
シンチレーター（１１４）、およびシンチレーターへ接続される少なくとも１つの放射線ディフューザーブロック（１１６、１１７）から構成される検査ヘッド（１１０）と、および
シンチレーターを備える検査ヘッドの少なくとも一部分から、少なくとも１つの画像を形成する第１の手段（１１８）とを有する。
本発明によれば、シンチレーターは、シンチレーション物質とほぼ等質であり、かつ２つの主要な互いに反対側にある面を有する少なくとも１つの重いプレートを有する。
放射線療法における用途。

Description

本発明は、電離ビームを検査するプロセスと装置に関する。本発明は、ビーム検査を使用する線量計と放射線療法装置とにも関する。

本発明は、電離ビームの検査またはマッピング工程に一般的な用途を有する。本発明は、放射線療法装置のような医療装置の校正と制御に特定の用途を有する。

放射線療法は、ｘ、βおよび／またはγ放射線のような電離放射線を使用して組織を照射することから実質的に構成される医療処置手法である。照射の特定の目的は、患者の癌性腫瘍を破壊することにある。

電離ビームを癌性腫瘍へ照射すると、健全な組織も照射されることは当然である。また腫瘍周りにの健全な組織が受ける放射線の線量を限定するように、患者は、一般に数回の照射を受ける。その照射は、種々の方向からのビームを使用して実施されるが、照射毎に、破壊される潰瘍に対応する単一の部位が区切られる。このようにして、潰瘍は数回の照射を受ける。しかしながら周りの健全な組織は、ビームが整合される経路におけるビームからの照射だけを受ける。

ビームの制御、および特にその位置決め、開き度および強さの制御は、「プランニング ＲＴ」ソフトウエアとも呼ばれる弾道ソフトウエアを起動して実施される。

ビームの正確な制御は、健全な組織と癌性組織の差別的な照射を得るために必要である。それらの組織が受ける線量は、５％以下の誤差の程度まで制御されなければならない。実際、線量が高過ぎると健全な組織を破壊または損傷する危険を招き、一方では線量が低過ぎると癌の再発をもたらす危険がある。

電離ビームは、一般に単色ではなく、種々の放射線エネルギーの合成されたものから構成される。ビームの合成されたものは、軌道に沿って直面する妨害物、例えば隔膜へ有感である。それで、組織により、または組織の一定の部位により受光される放射線の線量は、予測するのが困難である多くのパラメータに左右される。計算で得られた照射量により、それぞれの箇所で受光された線量を正確かつ完全に予測することは難しい。

それで、ビーム起動弾道ソフトウエアを正確に制御するために、ビームが検査されて、放射線を受ける身体の任意の箇所における投射が予想される放射線の線量が求められる。

周知の検査装置の１つの型式は、ビーム中に移動できるガス電離箱を有する。しかしながらこれらの電離箱は、それらが受ける電離ビームの放射する成分の全てに対して有感ではないし、かつ照射される生体組織の吸収とは異なる吸収挙動を有する。さらに、電離箱は、検査される部位の周りの組織による放射線の拡散現象を考慮していない。この結果、その箱の電離の効果は、同一の条件下で照射された組織により受光された線量の効果とは異なる。これに適正に近づくために、これらの箱は、生体組織のものとかなり類似の特性を有する液体、すなわち水の中に浸漬しなければならない。

検査装置の他の型式は、ビームの領域内に載置される液体電離箱を有する。液体の使用により、生体組織のものに非常に近い吸収特性が電離箱に付与される。しかしながら、液体におけるイオンの低い移動度、および放射線により形成されるイオン再結合の干渉現象により、これらの検査装置の応答が、遅くかつ非線状になる。

最後に、シンチレーター検査装置は周知である。これらの装置は、それぞれが光ファイバーへ装着される多数のシンチレーターを有する。この光ファイバーの役割は、電離放射線により汚染されない環境において信号の読取りが確実にできるように、ビームの外側で信号を中継することにある。光ファイバーの束が、検査ヘッドを構成する。その束は、交互の光放出ファイバーおよび光不放出ファイバーを有することができる。

そのような装置は、特にファイバーの配置に関連して非常に高い製造コストを有する。さらに、これらの装置の解像度は、それぞれの個別のシンチレーターのサイズにより、および、この場合においては、ファイバー数がどれだけあるかとファイバー径により、限定される。

最後に、シンチレーション現象に加えて生じる、チェレンコフ（?ｅｒｅｎｋｏｖ）光と呼ばれる漂遊光により問題が起こる。

上述の従来技術のより詳細な説明は、文献（１）〜（５）において見出すことができる。これらの文献は、明細書の最後に参照される。

本発明の目的は、上述の限界点と問題点を有しないビーム検査装置を提案することにある。

特に１つの目的は、比較的安価であり、かつビームにより生体組織中に投射が予想される線量を正確に通報できる単純な検査装置を提案することにある。

１つの目的は、チェレンコフ光の干渉効果の無い装置を提案することにもある。

本発明の目的は、ビーム検査プロセス、およびこれらのプロセスを使用する線量計と放射線療法装置を提案することにもある。

発明を解決するための手段

これらの目的を達成するために、本発明は、より正確には、
シンチレーター（光を放出することにより放射線の存在に反応する物質）およびシンチレーターへ装着される少なくとも１つの電離放射線ディフューザーとから構成される検査ヘッドと、および
シンチレーターを備える検査ヘッドの少なくとも一部分に対応する少なくとも１つの画像を形成する第１の手段とを有する、１つ以上のビーム用の検査装置である。

本発明によれば、シンチレーターは、シンチレーション物質とほぼ等質であり、かつ２つの主要な互いに反対側にある面を有する少なくとも１つのヘビープレートを有する。ディフューザーブロックは、シンチレータープレートの主要面の少なくとも１つをカバーする。上述の装置は、検査ヘッドにおけるシンチレーション光と漂遊チェレンコフ光との間を区別するための手段も有する。

本発明により、装置の解像度は、シンチレーターの構造にもはや関連しない。その解像度は、シンチレータープレートにより形成される画像に実質的に左右される。さらに、重く、かつほぼ等質のシンチレーターの使用により、その製造コストがかなり削減される。

シンチレータープレートは好ましくは、非常に薄くすべきである。そのプレートは、例えば、厚さが１ｍｍ乃至５ｍｍのシートであり、かつその主要面が１００ｃｍ^２乃至９００ｃｍ^２の表面を備えるシートにより形成される。そのプレートは、円形または方形の一般的な形状を有することができる。

そのプレートは、そのシンチレーション特性の手段により、そのプレートが形成する平面に従って、受光箇所それぞれにおいて受光された放射線の線量を通報できる。シンチレータープレートのそれぞれの箇所におけるシンチレーション光の強さは、事実、受光された線量に関係する。このようにして、プレートは、平面に沿ってビームの一種の「セクション」を生成できる。

この装置には、必要に応じて、検査ヘッドと検査されるビームの源との間を相対的に移動するための手段を取付けることができる。この移動により、平行移動または回転により、種々の平面を連続して検査できるので、一定容積内に投射されると思われる線量を知ることができる。

シンチレータープレートへ装着される電離放射線ディフューザーの目的は、一定目標の環境を通して放射線の拡散を模擬することにある。より正確には、プレートの全ての箇所におけるシンチレーションは、この箇所において直接受光した線量を示すばかりではなく、ディフューザーにおいて当該箇所に隣接するプレートの外側で受光した線量も示す。このディフューザーは、患者の身体内で絶縁されない組織を模擬する利点を有する。ディフューザーブロックは、シンチレータープレート１つだけの上に設けてもよいが、好ましくはその両面に設ける。ディフューザーブロックの厚さを、考慮されるのが好ましい拡散現象の規模に応じて変えることができる。上述のサイズ範囲内のシンチレータープレートの場合、例えば、１５０ｍｍ乃至４００ｍｍの厚さのディフューザーブロックを使用できる。それらのブロックは、シンチレータープレートの自由面の全てまたは一部分をカバーする。

放射線療法装置に関連してこの装置を使用するために、シンチレーター物質および単一または複数のディフューザーブロックの物質は好ましくは、生体組織のものに近い放射線吸収係数を有する物質であるべきである。ディフューザーブロックは、例えば、ＰＭＭＡ（プレキシグラス）のようなプラスチック物質、ポリビニルトルエン、または例えば酸化チタンを含有する透明プラスチック物質から製造されるブロックであるべきである。プレートのシンチレーション物質は、例えば、ＢＩＣＲＯＮ ＢＣ４３０のような物質であるべきである。

画像を形成する手段は、１つ以上のカメラ、特にＣＣＤ型カメラを有することができる。カメラからの出力信号を使用して、画像の種々の部分における光度に応じる線量を計算できる。

カメラによるシンチレーター画像の捕捉を容易にするために、少なくとも１つのディフューザーブロックを透明物質にすることができる。ついで光を、そのブロックを通してカメラへ自由に散布することができる。ディフューザーブロックには、その延長方向にカメラが設けられない場合に、カメラへ向けて光を曲げるためにミラーを取付けることもできる。

電離ビームを受けた透過性ディフューザーブロックは、ビームのエネルギーに応じて、チェレンコフ光とも呼ばれる漂遊光を生じさせることができる。チェレンコフ光は、物質における光の広まる速さよりも大きい速さで物質中に広まる相対論的電子から生じる。この現像は、きわめて最小限の仕方でシンチレーターに生じ、および特にブロックの大きい厚さにより、ディフューザーブロックでは非常に大きい程度まで生じる。漂遊チェレンコフ光は、シンチレーション光へ加えられ、および電離ビームにより投射される放射線の線量の計算を歪めやすい。

この問題を防止するために本発明の装置には、チェレンコフ光とシンチレーション光とを区別する種々の手段を備えることができる。したがって、チェレンコフ光の寄与量の評価を、シンチレーターが受光した放射線の線量を計算するときに、考慮できる。

区別手段は、例えば、ディフューザーブロックとシンチレーターとの間に載置されるシャッターを有する。そのシャッターは、シンチレーターにより放出されると思われる光においては不透過性であるように、また検査される電離ビームにおいては透過性であるように設定される。

このようにして、２つのシンチレーター画像を、透過性ディフューザーブロックを通して捕捉できる。シャッターを開放して得られた第1の画像は、シンチレーション光の成分とチェレンコフ光の成分とから構成される。ビーム照射の同一の条件の下で、シャッターを閉止して得られた第２の画像は、チェレンコフ光の成分だけを有する。したがってチェレンコフ光の成分を、第２の画像の光値をポイントごとに削除することにより第１の画像から無くすことができる。この演算は、デジタルコンピュータを使用して実施できる。

単純化されたプロセスにおいて、シャッターを、シンチレーターの小部分を隠す単純なマスクであると要約できる。ついでチェレンコフ光の成分は、マスクの位置に対応する画像の小部分を使用して画像の全体について計算される。

しかしながら、改良されたプロセスにおいて、シャッターを電気的に制御される液晶シャッターにすることができる。電気的制御により、シンチレーション光における透過性な状態からシンチレーション光における不透過性な状態に、および逆になるように、液晶が変えられる。

変形態様として、チェレンコフ光とシンチレーション光との間を区別する手段には、検査ヘッドから画像を形成する少なくとも１つの他の手段にして、画像を形成する第１の手段のものと異なるシンチレーション光および／またはチェレンコフ光へ有感なものを備えることもできる。

ついで、画像を形成する第１と第２の手段からの画像を比較することにより、チェレンコフ光および／またはシンチレーション光の寄与量を得る計算方法を提供できる。

画像を形成する第１と第２の手段は、種々に着色されたスペクトルフィルタへそれぞれ装着される２つ以上のカメラを有することができる。スペクトルフィルタは、検査ヘッドからの光から選択されたスペクトル幅をカメラへ通過させるだけである。したがってそれぞれのカメラは、別個の画像を形成する手段を構成する。

画像を形成する第１と第２の手段は、２つ以上の個別のスペクトルフィルタを光の軌道に順次載置できる機構へ装着される単一のカメラを有することもできる。この場合、種々のフィルタそれぞれに装着された単一のカメラは、載置される毎に、画像を形成する別個の手段であるとみなされる。事実、そのフィルタにより、個別の光スペクトルにおいて幾つかの画像を捕捉できる。必要に応じて、フィルタを、そのカメラにより捕捉された単一画像の範囲の幾つかの部分へ割当てることもできる。

画像上の一箇所で受光された波長λの光の強さＩ_λを下記のように分解できる。
Ｉ_λ＝ａｘＳ＋ｂｘＣ

この式において、Ｓはシンチレーション光の寄与量であり、またＣはチェレンコフ効果からの寄与量である。ａおよびｂのパラメータは、ＣおよびＳを、生成されたシンチレーション光およびチェレンコフ光それぞれへ関連づける比例係数である。パラメータａおよびｂを、例えば、既知の特性の電離ビームを使用して実験的に求めることができる。パラメータａを、シンチレーターにより局部的に受光された放射線の線量をＳが直接表すように、求めることができる。これは、画像を捕捉するとみなされる波長スペクトルにおいて、シンチレーターのゾーンにより受光された放射線の線量と、このゾーンにより放出されるシンチレーションの光度との間に比例関係があると考えられることによる。この様相は、その説明後に詳細に考察される。

上述の単純化された例は、緑と青に対応するλ波長を通過させる２つのフィルタの使用を具体的に示す。それは、下記のように書き表すことができよう。
Ｉ_{ｇｒｅｅｎ}＝ａ_１×Ｓ＋ｂ_１×Ｃ、および
Ｉ_ｂｌｕｅ＝ａ_２×Ｓ＋ｂ_２×Ｃ

パラメータａ_１、ａ_２、ｂ_１およびｂ_２は、上述のパラメータａおよびｂと同一の種類のものである。

シンチレーション光の形成に寄与する、受光された放射線の線量を、下記の形式にすることができる。
Ｓ＝（ｂ_２×Ｉ_{ｇｒｅｅｎ}−ａ_２×Ｉ_ｂｌｕｅ）／（ａ_１×ｂ_１−ａ_２×ｂ_２）
言い換えれば、下記が得られる。
Ｓ＝ｋ１×Ｉ_{ｇｒｅｅｎ}＋ｋ２×Ｉ_ｂｌｕｅ
ここに、ｋ１およびｋ２は、比例係数である。それらの係数は、上述の仕方で計算できるか、または既知の特性を有する１つ以上の電離ビームを使用して得ることができる。

チェレンコフ光寄与量Ｃも、同様な仕方で計算できる。

多数の着色されたフィルタにより、シンチレーターのそれぞれの箇所で受光された放射線の線量を求めるための他の等式を得ることができる。

Ｉ_λ強さは、画像の小さい箇所またはゾーンからのものであり、かつシンチレーターの対応する箇所またはゾーンへ関係することに留意すべきである。

シンチレーション光とチェレンコフ光との間を区別する手段を使用する他の実行可能な手段によれば、その手段は、画像を形成する少なくとも１つの手段に関して、シンチレーターと透過性なディフューザーブロックとの間に載置される偏光子を有することができる。ついで１つ以上の検光子が、画像を形成する手段へ装着される。

これらの区別手段の機能は、チェレンコフ光およびシンチレーション光が偏光されないという特徴に基づいている。これは、これらの光の源における現象の統計的特性から実質的に由来する。

シンチレーターと、シンチレーション光が中を通過する透過性ディフューザーブロックとの間に偏光子を載置することにより、シンチレーション光は選択的に偏光される。さらに、画像を形成する手段用の検光子は、その位置決めに応じて、シンチレーション光の強さに多少なりとも影響するが、チェレンコフ光には影響しない。

ここでチェレンコフ効果の寄与量を、例えば、シンチレーション光を締め出すことにより、求めることができる。ついでチェレンコフ寄与量を、検光子が、その区別された位置に対して直交するならば、合計光寄与量から差し引いて、シンチレーション成分を求めることができる。

その検光子は、ディフューザーブロックと画像を形成する手段との間で回転するように取付けることもできる。シンチレーターとディフューザーブロックとからの２つ以上の画像をそれぞれ供給する２つ以上の交差偏光子が取付けられる２つ以上のカメラの形態で、画像を形成する手段を使用することもできる。

シンチレーション光、およびしたがって、シンチレーターの一定のゾーンにおいて受光された線量Ｄは、かくして下記の式で表わされる。
Ｄ＝ａ×Ｉ_→＋ｂ×Ｉ_↑

パラメータａおよびｂは、既知の特性のビームを使用して、実験により計算されるか、または実験から直接得られると思われる、依然としてパラメータであり、またＩ_→およびＩ_↑は、交差偏光子（検光子）が取付けられるカメラにより付与される当該ゾーンの光度である。この式は、２つの別個の検光子だけを使用する構成に対応する。より多くの数の検光子を使用できる。

複数のカメラを、種々の交差配向検光子を通して検査ヘッドからの光を交互に受光する単一のカメラに取り換えできることに留意すべきである。カメラの範囲の種々の部分は、種々の検光子からの光を同時に受光することもできる。最後に、回転する単一の検光子により、種々の交差検光子配向を種々の時点で得ることができる。このようにして、単一の検光子は、２つ以上の検光子の必要に取って代る。

幾つかの別の改良点を考えることができる。例えば、反射器をシンチレーターの主要面の１つに載置でき、そのシンチレーターは、透過性ディフューザーブロックを有する面と反対側にあり、すなわち画像形成手段へ向けて回される面と反対側にある。

他の改良点によれば、検査ヘッドは、シンチレーション光を画像形成手段へ向けて曲げるためのミラーを有することができる。この特性により、幾つかの利点を得ることができる。１つの利点は、画像形成手段を、検査される電離ビームから保護することである。他の利点は、画像形成手段に関係することなく、単一の検査ヘッドへの相対的移動を制限することであろう。一例として、検査ヘッドの回転移動において検査されるビームを掃引する場合、曲げ用のミラーを、回転軸内に載置されたカメラへ向けて光を曲げるように、載置できる。

上述の検査装置は、検査されるビームにより生成される放射線の線量に関係する値を提供できる。その装置に、１つ以上の校正電離箱を取付けることにより、絶対測定線量計を生成することもできる。これらの小さい箱を、シンチレーター内に、またはそれに直接隣接して収納できる。校正は、例えば、校正箱の位置に対応する１つ以上のゾーンについてシンチレーターからの画像から求められた放射線線量値を、校正箱自体により求められた線量値まで調整することにより、実施される。

チェレンコフ光を得るための正確な校正を、１つまたは、おそらくはそれ以上のデッドゾーンを有するシンチレーターを使用して、実施することもできる。デッドゾーンは、シンチレーション光を放出しないが、電離ビームの影響の下ではチェレンコフ光を放出できるゾーンである。このゾーンは、例えば、シンチレーター物質のものと同様な光吸収特性を有する透明プラスチック物質が充填されたシンチレータープレート内の空洞であろう。シンチレーション成分の無いデッドゾーンの画像により、チェレンコフ光の干渉効果を直接確認できる。

本発明の別の改良点によれば、シンチレーターは、種々のエネルギー依存性の吸収係数を有する光放出物質から成る２つ以上のプレートを有することができる。プレートそれぞれにおいて実在する画像を選択的に形成する手段が、かくして設けられる。

照射される組織のものに比例する吸収係数を有する光放出物質を使用することが好ましい。しかしながら、この比例関係は、検査されるビームの全体のエネルギースペクトルについては、必ずしも完全に必要ではない。そのために、読取りされたシンチレーション光の強さと組織が実際に受光することになる線量とを関連づける倍率係数に対して、補正を実施することができる。

検査されたビームのエネルギーに従って吸収係数が別々に得られる光放出物質から成る幾つかのプレートを使用することにより、非線状条件にもかかわらず、受光された線量を計算できる。線量Ｄを、下記の形式の式を使用して、一次元条件および二次元条件に従って確実に計算できる。

この式においてｋ_ｉおよびｋ_ｉｊは、一次元および二次元成分それぞれの比例係数であり、またＳ_ｉＳ_ｊは、個別のシンチレータープレートのシンチレーション寄与量を表す。これらの係数を、計算により得ることができる。

個別のシンチレータープレートの寄与量を、個別のプレートからの画像を別個のカメラ上に形成することにより、または擬似スペクトルにおけるシンチレーション光を放出するシンチレーターを使用することにより、区別できる。この場合に、１つ以上のカメラの前面に載置されるスペクトルフィルタを使用して、区別を実施できる。スペクトルフィルタの使用は、チェレンコフ光について既に述べたものと同様であるので、ここでは説明されない。

上述のように、この装置は線量計に使用できる。線量計は、その装置により形成される画像を使用して、ビームにより生じる放射線の線量についての分布データを得るための計算ユニットも有する。言い換えれば、受光された放射線の線量の平面または容積の種々のゾーンに対して、そのゾーンについて読取られたシンチレーション光に従って、計算が実施される。

ビーム用の検査装置は、１つ以上の放射源を有する放射線療法装置に組込むこともできる。

検査装置は、種々の形式の発生源からの種々の種類のビームを検査するように適応できる。検査装置には、加えて、放射線源用のハウジングを有する別のディフューザーブロックが備えられ、そのブロックは、検査ヘッドに使用できる少なくとも１つの面を有する。そのようなブロックは、患者の身体内にあると思われる放射線源において放出されるビームを検査するのに使用できる。

本発明は、上述のような装置の手段により発生源の検査のためのプロセスにも関し、シンチレーターからの少なくとも１つの画像が形成され、シンチレーターにより受光される放射線の局部的線量の種々の部分に従って計算がなされる。このプロセスとその用途の種々の態様は、装置の機能遂行を参照して、既に上述してきた。したがって、これらの態様はここでは説明されない。

本発明の他の特性および利点を、添付図面における図を参照して、以下の説明において示す。この説明は、専ら説明上のものであり、包括的なものではない。

以下の説明において、種々の図の同一の、同様な、または同等な部分は、種々の図間の関係が容易に分かるように、同一の参照番号で表示される。さらに、図を明確にする目的のために、全てのエレンメントは、必ずしも均一の縮尺に従って示されない。

図１は、ビーム源１０、ビームを検査する装置１００、およびビームのマッピングを得るための計算ユニット１２を有する放射線療法装置を示す。そのマッピングは、患者の身体の任意の箇所においてビームが投射されると思われる放射線の線量を求めるためである。

患者は、検査装置上の検査ヘッド１１０によりモデル化される。この装置は、アクチュエータ１１２上に取付けられ、遮断領域全体がビームを通過するように、そのヘッドが動かされる。アクチュエータは、１つ以上の方向に平行移動ができるように、および必要に応じて回転移動ができるように設計できる。図示された例においてもアクチュエータは移動できるが、ビーム源１０は、固定されているとみなされる。

検査ヘッド１１０は、光放出物質１１４の薄いプレートの形態、すなわち、電離放射線を光放射線に変換できる物質の薄いプレートの形態のシンチレーターを有する。このプレートは、例えば、ＢｉｃｒｏｎＢＣ４００型プレートでよい。明確にするために、プレートの厚さは、図において過大に大きく示される。この物質内のプレートは、その主要面に接して、２つの透過性ディフューザーブロック１１６と１１７がある。

ブロック１１６と整合して、画像形成手段を構成する電荷結合素子（ＣＣＤ）が設けられる。カメラは、計算ユニット１２へ送信されるデータ信号の形態の画像を形成する。検査ヘッドの移動も制御できる計算ユニットにより、ビームの特性の計算、および特に、照射された身体の種々の個所において投射されると予想される放射線の線量の計算ができる。参照数字１２０は、要するに、シンチレータープレートとディフューザーブロックからの画像をカメラにおいて形成できるレンズを表示する。シンチレーター１１４において放出された光は、カメラに達する前にディフューザーブロック１１６を通過する。

破線で示されるミラー１２２を、シンチレーション光とチェレンコフ光との全てまたは一部を第２のカメラ１１９へ送信するようにディフューザーブロック１１６の１つに装着できる。このカメラも、図示されないレンズへ接続される。

参照数字１２５は、要するに、ビームの有無を検出できる検出器を示す。これは、例えば、基本の珪素検出器でよい。検出器１２５は、ビームの源１０がパルス作動源であるならば、有利に使用できる。その検出器は、事実、計算ユニットにより画像の捕捉を、ビームパルス上で同期化でき、かくしてビームが存在しない場合に干渉の影響を避けることができる。

患者の体内にあると思われる発生源により生成される放射線を検光するために、装置は、参照数字１１１で表示される別のディフューザーブロックを有することができる。このブロックには、そのような発生源を受容するハウジング１１３が設けられる。さらに、そのブロックは、検査ヘッド上に調整自在の面を有する。単純化するために、示されるブロック１１１の形状は、矩形である。しかしながら、照射される器官を表すブロック１１１の一層複雑な形状を形成できる。

図２は、波長に応じた、カメラにより形成された画像から一箇所において受光された光の強さ分布の過程を示す。その光は、シンチレーション光成分と、および既に十分に説明してきた、チェレンコフ光と呼ばれる漂遊光成分とを含む。受光された光は、波の長さと共に減少する背景Ｃを有することが分かる。これはチェレンコフ光である。この背景に対して、シンチレーション光に対応する比較的狭いピークＳが加えられる。シンチレーションの強さ、およびしたがって、受光された放射線の線量を直接見ることはできない。というのは、シンチレーションピークにおいて、チェレンコフ光の背景が加えられるからである。少なくとも一部の波長の場合、この背景は大きすぎて、無視できない。

以下に説明される図は、シンチレーション光とチェレンコフ光との間を区別するのを目的とする一定数の特徴を示す。これらの図において、理解を必要とする検査装置の部分だけが示される。他の部分については、図１を参照できる。

図３は、シンチレータープレート１１４と、およびカメラ１１８へ向けて回されるディフューザーブロック１１６との間にシャッター１３０を有する検査ヘッドを示す。この例は、液晶シャッターを示す。シンチレーション光におけるシャッターの透過性のレベルは、電気制御装置によるか、または図１に関して説明されるように、多分計算ユニット１２により制御される。そのシャッターは、電離ビームにおいては常に透過性である。そのために、シャッター１３０が閉止されるならば、カメラはチェレンコフ光画像を形成する。反対に、シャッター１３０が開放されるならば、画像は、チェレンコフ光とシンチレーション光との両方を含む。この２つの画像間の相違により、相違に対するシンチレーション光の寄与量を見出すことができる。簡単に言えば、シンチレータープレートに生成されたチェレンコフ光は、ディフューザーブロックに生成されたものと比較すると無視できるとみなされる。この推定は、シンチレータープレートがディフューザーブロックと比較して薄い限り有効である。カメラ１１８の反対側にあるディフューザーブロック１１７は、点線で表され、必要に応じて取外しできることを示している。

図４は、光の狭いラインだけを通過させるスペクトルフィルタのセット１４２へ装着されるカメラ１１８を示す。このセットの種々のフィルタ１４０を通して幾つかの画像の捕捉により、シンチレーション光の量、およびかくして、シンチレーターにより受光された放射線の線量を計算できる。計算の原理は、既に説明されているので、ここでは説明されない。種々のフィルタ１４０を通して捕捉された画像を、例えば、カメラ１１８の正面においてスペクトルフィルタ１４０のセットを動かすことにより、撮ることができる。一部の画像も、第１のカメラ１１８へ装着されるフィルタ１４０とは異なる第２のフィルタ１４２が取付けられる第２のカメラ１１９の手段により同時に捕捉することができる。図示されるこの例において、第２のカメラは、半透過性の曲げミラー１２２を通して光の一部を受光する。

図５には、検査ヘッドの別の実施例が示され、その検査ヘッドは、シンチレータープレート１１４とディフューザーブロック１１７の１つとの間に載置される不透過性ミラー１５０を有する。ミラー１５０は、２つの機能を有する。第１の機能は、反射器の機能である。事実、ミラー１５０は、シンチレーション光の大部分を第１のカメラ１１８へ送ることができる。このカメラ１１８は、したがって、透過性ディフューザーブロック１１６の１つにおいて生成されたシンチレーション光およびチェレンコフ光を受光する。

加えて、ミラーは、第２の機能も有することができる。これは、シンチレーション光が、第２の透過性ディフューザーブロック１１７の反対側に載置される第２のカメラ１１９に達するのを阻止するスクリーンの機能である。このようにして、第２のカメラは、第２のディフューザーブロック１１７において生成されたチェレンコフ光だけを受光する。第２のカメラ１１９により受光されたチェレンコフ光を使用し、かつディフューザーブロック１１６および１１７の特性を考慮することにより、第１のカメラ１１８により形成された画像におけるチェレンコフ光の寄与量を類推により求めることができる。この寄与量は、ついで、第１のカメラ１１８の画像から計算により除くことができる。

図６は、他の実施例を再び示し、そこにおいて偏光子１６０が、シンチレータープレート１１４と第１のディフューザーブロック１１６との間に載置される。この偏光子により、初期等方性シンチレーション光の偏光ができる。しかしながら、カメラに対向するディフューザーブロック１１６内に生じるチェレンコフ光は、偏光されない。

ついで、第１のディフューザーブロック１１６とカメラ１１８との間に位置決めされる検光子１６２を使用して、両方の光寄与量の区別がなされる。この検光子は、固定または回転でき、かつシンチレーション光の全て、またはその一部を遮断できる。この遮断は、偏光されないチェレンコフ光へは影響しない。このようにして、チェレンコフ光とシンチレーション光の相対的寄与量を得ることができる。シンチレーション光である部分を求める原理は既に説明してきた。１つの変形態様によれば、検光子を有する単一のカメラを、２つの交差検光子１６２、１６３へ装着される１セットの２つのカメラ１１８、１１９と置換えできる。図６に示される例において第２のディフューザーブロック１１７は、存在するならば、チェレンコフ光不透過性物質によりシンチレーター１１４から隔離される。

図７には、検査ヘッド１１０の特定の実施例が示され、そこにおいて検査ヘッド１１０は、２つのシンチレータープレート１１４、１１５を有する。これらの２つのプレートは、結合されるか、もしくは不透過性シンチレーション光シールドまたはミラーにより多分分離される。２つのプレートからのシンチレーション光は、２つのカメラ１１８、１１９により捕捉される。シンチレーション光は、プレートの主要面へ装着される、２つの透過性ディフューザー１１６、１１７をそれぞれ通過する。２つのシンチレータープレート１１４、１１５が、擬似スペクトルにおけるシンチレーション光を放出するとき、その光を、選択スペクトルフィルタへ装着される単一のカメラにより捕捉できる。２つのカメラにより、または多分単一のカメラにより形成される画像は、シンチレーターそれぞれの重みを付けた寄与量に従って受光された放射線の線量を局部的に計算するのに使用される。上述のように、その重み付けは、一次元的および／または二次元的にできる。

上述のように、他のスペクトルフィルタおよび／またはチェレンコフ光を区別する他の手段も使用できる。

参照数字１７０は、シンチレータープレート中に、および多分部分的にディフューザーブロック中に組込まれる小さい電離箱を示す。この箱は、計算ユニット１２へ向けて信号を送信する。この信号は、校正目的のために、または線量の絶対値を測定するために、カメラからの画像を使用してなされた線量測定値と比較できる。

最後に、参照数字１７２は、シンチレータープレート１１４、１１５内の小さいデッドゾーンを表示する。このゾーンは好ましくは、シンチレーターの吸収係数に近い係数を有する光非放出物質におけるゾーンであろう。このデッドゾーンからの画像により、チェレンコフ光寄与量を直接求めることができる。この寄与量は、線量計の校正にも使用できる。最後に、デッドゾーンの使用により、シンチレータープレートの厚さ内で生成されたチェレンコフ光の割合（低い）を、必要に応じて求めることができる。

（参照文献）
（１）日本特許第２００１−０５６３８１号、三菱電機株式会社、ニシウラ リュウイチ（Ｎｉｓｈｉｕｒａ Ｒｙｕｉｃｈｉ）ら。
（２）仏国特許第０１０３５１９号
（３）米国特許第６０６６８５１号、三菱電機株式会社、クニオ マドノ（Ｋｕｎｉｏ Ｍａｄｏｎｏ）ら。
（４）米国特許第５８５６６７３号、三菱電機株式会社、カズノリ イケガミ（Ｋａｚｕｎｏｒｉ Ｉｋｅｇａｍｉ）ら。
（５）米国特許第５９０５２６３号、三菱電機株式会社、ニシザワ ヒロシ（Ｎｉｓｈｉｚａｗａ Ｈｉｒｏｓｈｉ）ら。

本発明に従う検査装置を使用する放射線療法装置の単純化された概略図である。 波長に左右されるシンチレーション光および漂遊チェレンコフ光の強さを表示するグラフである。このグラフは，縮尺が自由である。 本発明に従う検査装置の単純化された概略図であり、その装置には、シンチレーション光とチェレンコフ光との間を区別する種々の手段が取付けられる。 本発明に従う検査装置の単純化された概略図であり、その装置には、シンチレーション光とチェレンコフ光との間を区別する種々の手段が取付けられる。 本発明に従う検査装置の単純化された概略図であり、その装置には、シンチレーション光とチェレンコフ光との間を区別する種々の手段が取付けられる。 本発明に従う検査装置の単純化された概略図であり、その装置には、シンチレーション光とチェレンコフ光との間を区別する種々の手段が取付けられる。 本発明に従う改良された検査装置の単純化された概略図である。

Claims (23)

1. シンチレーター、およびシンチレーター（１１４、１１５）へ接続される少なくとも１つの電離放射線ディフューザーブロック（１１６、１１７）から構成される検査ヘッド（１１０）と、
   シンチレーターを備える検査ヘッドの少なくとも一部分から、少なくとも１つの画像を形成する第１の手段（１１８）とを有するビーム検査装置において、
   シンチレーターは、シンチレーション物質とほぼ等質であり、かつ２つの主要な互いに反対側にある面を有する少なくとも１つの重いプレートを有し、ディフューザーブロック（１１６、１１７）は、シンチレータープレート（１１４、１１５）の主要面の少なくとも１つをカバーすること、および前記装置は、検査ヘッドにおけるシンチレーション光と漂遊チェレンコフ（Ｃｅｒｅｎｋｏｖ）光との間を区別するための手段（１１９、１３０、１４０、１４２、１４４、１６０、１６２、１６３）も有することを特徴とする装置。
2. ディフューザーブロックは、シンチレーターからのシンチレーション光に対して透過性である請求項１に記載される装置。
3. 区別する手段には、ディフューザーブロック（１１６、１１７）とシンチレーター（１１４、１１５）との間に載置されるシャッター（１３０）が備えられ、そのシャッターは、シンチレーターにより放射される光において不透過性であり、また電離放射線に対して透過性である請求項１に記載される装置。
4. シャッター（１３０）は、電気的に制御される液晶シャッターである請求項３に記載される装置。
5. 区別する手段には、検査ヘッドの画像を形成する少なくとも１つの他の手段（１１９、１４４、１６３）が備えられ、その検査ヘッドは、画像を形成する第１の手段（１１８，１４０、１６２）のものと異なる、シンチレーション光および／またはチェレンコフ光に対して有感である請求項１に記載される装置。
6. 画像を形成する第２の手段（１１９）は、検査ヘッドの透過性ディフューザーブロック（１１７）へ装着され、検査ヘッドは、シンチレーター光が画像を形成する第２の手段へ達するのを阻止するためのスクリーン（１５０）を有する請求項５に記載される装置。
7. 種々の光スペクトルに対して有感である手段である、画像を形成する第１の手段（１１８、１４０）および第２の手段（１１９，１４４）を備える請求項６に記載される装置において、画像を形成する第１と第２の手段は、検査ヘッドのシンチレーター（１１４、１１５）および少なくとも１つの透過性ディフュージョンブロック（１１６）へ装着される装置。
8. 画像を形成する第１と第２の手段は、少なくとも２つのスペクトルフィルタ（１４０、１４２、１４４）へ装着される少なくとも１つのカメラ（１１８、１１９）を有する請求項７に記載される装置。
9. 区別する手段は、画像を形成する少なくとも１つの手段（１１８，１１９）に関して、シンチレーター（１１４、１１５）と透過性ディフューザーブロック（１１６）との間に載置される偏光子（１６０）を有する請求項５に記載される装置であって、画像を形成する手段へ装着される少なくとも１つの検光子（１６２、１６３）を備える装置。
10. 検査ヘッドは、透過性ディフューザーブロックへの面と反対側にある、シンチレータープレートの主要面の１つの面上に反射器（１５０）を有する請求項１に記載される装置。
11. 検査ヘッド（１１０）と検査されるビーム源との間での相対的移動のための手段（１１２）を備える請求項１に記載される装置。
12. 検査ヘッドは、画像を形成する手段へ向けて光を曲げるためのミラー（１２２）を有する請求項１に記載される装置。
13. 検査ヘッドは、少なくとも１つの校正電離箱（１７０）を有する請求項１に記載される装置。
14. 検査ヘッドは、放射線パルスに対して有感である、少なくとも１つの同期検出器（１２５）を有する請求項１に記載される装置。
15. 放射線源用のハウジング（１１３）と、検査ヘッドに使用できる少なくとも１つの面とを有する他のディフューザーブロック（１１１）を備える請求項１に記載される装置。
16. シンチレーターには、種々のエネルギー依存変数を含む減衰係数を有するシンチレーション物質から成る少なくとも２つのプレート（１１４，１１５）が備えられ、それらのプレートは、それらのプレートそれぞれに選択的に有感である、画像を形成する少なくとも１つの手段（１１８，１１９）を有する請求項１に記載される装置。
17. シンチレータープレートは、シンチレーション物質の無い少なくとも１つのデッドゾーン（１７２）を有する請求項１に記載される装置。
18. 前記請求項のいずれか１項に記載される装置と、その装置により形成される画像を使用して、ビームにより投射される線量の分布データを得るための計算ユニット（１２）とから構成される線量計。
19. 少なくとも１つの電離ビーム源（１０）と、および
    少なくとも１つのビーム検査装置（１００）とから構成される放射線療法装置であって、
    請求項１〜１６のいずれか１項に合致することを特徴とする放射線療法装置。
20. 前記請求項のいずれか１項に合致する装置を使用する発生源の検査プロセスにおいて、少なくとも１つの画像が、シンチレーターから形成され、またシンチレーターにより受光された放射線の局所に限定された線量が、画像の種々の部分に従って計算される検査プロセス。
21. ２つの別個のスペクトル範囲に対応する少なくとも２つの画像が、シンチレーターから形成され、またシンチレーターにより受光された局部的な放射線の線量が、シンチレーション光寄与量をチェレンコフ効果により生成された光寄与量と区別することにより計算される請求項２０に記載されるプロセス。
22. シンチレーターからの光が、選択的に偏光され、２つの別個の偏光配向に対応する、検査ヘッドからの少なくとも２つの画像が形成され、またシンチレーターにより受光された局部的な放射線の線量が、偏光されたシンチレーション光寄与量をチェレンコフ効果により生成された偏光されない光寄与量と区別することにより計算される請求項２０に記載される検査プロセス。
23. 種々のエネルギー依存変数を含む減衰係数を有する少なくとも２つのシンチレータープレートを備えるシンチレーターから成る検査装置を使用する請求項２０に記載されるプロセスにおいて、それぞれのシンチレーターからの画像が形成され、また受光された放射線の線量が、シンチレーターそれぞれの重みを付けた寄与量に従って計算される検査プロセス。

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