JP2017009393A - 中性子測定装置、中性子測定方法、及びホウ素中性子捕捉療法用治療装置 - Google Patents

Abstract

【課題】エネルギー別の中性子の線量をリアルタイムで測定する中性子測定技術、及び測定された中性子の線量を用いるホウ素中性子捕捉療法用治療装置を提供する。【解決手段】中性子測定装置１０は、照射される中性子と非弾性散乱を生じる物質を有して、中性子による非弾性散乱が生じた際に第１の信号を発生する反跳陽子型検出器１１と、中性子と核反応を生じる物質を有して、中性子による核反応が生じた際に第２の信号を発生する核反応型検出器１２と、中性子と、非弾性散乱または核反応を生じる物質を有して、非弾性散乱または核反応を生じた際に第３の信号を発生する混合型検出器１３と、第１の信号、第２の信号、及び第３の信号に基づいて各検出器で発生したイベント量をそれぞれ計数するイベント量計数部１６と、計数された各検出器におけるイベント量に基づいて中性子の線量をエネルギー別に算出するエネルギー別線量算出部１７と、を備える。【選択図】 図１

Description

本発明の実施形態は、中性子の線量を測定する中性子測定技術、及びホウ酸を含む薬剤が投与された患者に中性子を照射して治療を行うホウ素中性子捕捉療法用治療装置に関する。

中性子線を治療に利用するホウ素中性子捕捉療法（ＢＮＣＴ：Ｂｏｒｏｎ Ｎｅｕｔｒｏｎ Ｃａｐｔｕｒｅ Ｔｈｅｒａｐｙ）や材料検査などでは、照射する中性子線の状態を正確に把握しておく必要があり、事前に中性子線のエネルギーや線量などのプロファイルを測定する測定装置が必要となる。

なお、ＢＮＣＴとは、放射線治療法の１つであり、ホウ素を含む薬剤が正常細胞よりも腫瘍細胞（例えば、がん細胞）に高濃度で蓄積されるという性質を利用して、薬剤を予め患者に投入して腫瘍部に薬剤を蓄積させ、原子炉や加速器で生成した中性子を腫瘍部に照射することにより腫瘍細胞内で核反応を起こし、腫瘍細胞に付与されるエネルギーで腫瘍を選択的に破壊する治療法である。特に、脳腫瘍など、がん細胞と正常細胞が混在する悪性度の高いがんに効果的な治療法として期待されている。

ところで、中性子は電荷をもっていないため物質に入射した場合、物質中の原子核と弾性散乱、非弾性散乱、中性子捕獲等の反応が発生する。これらの反応断面積は、中性子のエネルギーと物質の原子核の種類で決まり、大きいものほど反応がしやすくなる。

中性子の線量を測定する方法として、散乱で弾き飛ばされた荷電粒子である陽子を測定する方法、中性子と反応し生じた、陽子や３重水素（トリトン）、アルファ線（ヘリウムの原子核）などの荷電粒子を測定する方法の大きく２つの手法がある。いずれの手法の場合であっても、反応で生じた荷電粒子をシンチレータ方式の検出器、半導体式の検出器で計測することが可能となる。

従来から中性子の線量測定を行う装置の開発が進められており、中性子線を測定する検出器として、中性子に対する捕獲断面積の大きいヘリウムやホウ素を含んだガス検出器・シンチレータ検出器や、中性子とに対する非弾性散乱断面積の大きい水素を多く含む液体シンチレータ等を用いた反跳陽子型検出器が開示されている。これらは、中性子のエネルギーに合わせて感度が変わるため測定対象の中性子のエネルギーに適した検出器を選定して使用することができる。

特に、熱外中性子等エネルギーの高い中性子への感度が高い液体シンチレータや、プラスチックシンチレータは中性子とガンマ線を弁別することが可能で、アンフォールディング手法を用いることで中性子のエネルギーも測定可能となる。

また、ＢＮＣＴに適用する中性子の線量測定装置として、測定対象である中性子ビーム上に開口部を設け、その周辺中性子データからビーム中心の中性子線量を測定する手法や、金の薄膜等の放射化量を評価することで中性子線量を測定する技術が開示されている。

特開２０１４−１９０７５４号公報 特開２００４−２３３１６８号公報

放射線計測ハンドブック 第４版

上述の中性子の線量測定技術は、検出器の感度が中性子のエネルギーに依存するため、高エネルギーあるいは低エネルギーの中性子の線量を個別には評価することができるものの、照射中にリアルタイムでエネルギー別の中性子線の線量を評価することはできなかった。

また、金の薄膜等の放射化量を評価する技術は、中性子線への影響を低減しつつ、薄膜の種類を変更することで中性子のエネルギー特性を評価できるものの、リアルタイムで中性子の線量を精度良く測定することが困難である。このため、ＢＣＮＴなどのリアルタイムで中性子の線量データを必要とする場合には適用が難しいという問題があった。

本発明はこのような事情を考慮してなされたもので、エネルギー別の中性子の線量をリアルタイムで測定する中性子測定技術、及び測定された中性子の線量を用いるホウ素中性子捕捉療法用治療装置を提供することを目的とする。

本発明の実施形態に係る中性子測定装置において、照射される中性子と非弾性散乱を生じる物質を有して、前記中性子による前記非弾性散乱が生じた際に第１の信号を発生する反跳陽子型検出器と、前記中性子と核反応を生じる物質を有して、前記中性子による前記核反応が生じた際に第２の信号を発生する核反応型検出器と、前記中性子と、前記非弾性散乱または前記核反応を生じる物質を有して、前記非弾性散乱または前記核反応を生じた際に第３の信号を発生する混合型検出器と、前記第１の信号、前記第２の信号、及び前記第３の信号に基づいて各検出器で発生したイベント量をそれぞれ計数するイベント量計数部と、計数された各検出器における前記イベント量に基づいて前記中性子の線量をエネルギー別に算出するエネルギー別線量算出部と、を備えることを特徴とする。

本発明の実施形態に係る中性子測定方法において、照射される中性子と非弾性散乱を生じる物質を有する反跳陽子型検出器を用いて、前記中性子による前記非弾性散乱が生じた際に発生する第１の信号を受け付けるステップと、前記中性子と核反応を生じる物質を有する核反応型検出器を用いて、前記中性子による前記核反応が生じた際に発生する第２の信号を受け付けるステップと、前記中性子と、前記非弾性散乱または前記核反応を生じる物質を有する混合型検出器を用いて、前記非弾性散乱または前記核反応を生じた際に発生する第３の信号を受け付けるステップと、前記第１の信号、前記第２の信号、及び前記第３の信号に基づいて各検出器で発生したイベント量をそれぞれ計数するステップと、計数された各検出器における前記イベント量に基づいて前記中性子の線量をエネルギー別に算出するステップと、を含むことを特徴とする。

本発明の実施形態により、エネルギー別の中性子の線量をリアルタイムで測定する中性子測定技術、及び測定された中性子の線量を用いるホウ素中性子捕捉療法用治療装置を提供する。

第１実施形態に係る中性子測定装置の構成図。 （Ａ）本実施形態に適用される反跳陽子型検出器と光伝送部（光ファイバー）との接合の一例を示す概略断面図、（Ｂ）図２（Ａ）のＩ−Ｉ断面図。 （Ａ）本実施形態に適用される反跳陽子型検出器と光伝送部（波長シフトバー）との接合の一例を示す概略断面図、（Ｂ）図３（Ａ）のＩＩ−ＩＩ断面図。 （Ａ）本実施形態に適用される反跳陽子型検出器と光伝送部（波長シフトバー）との接合の一例を示す概略断面図、（Ｂ）図４（Ａ）のＩＩＩ−ＩＩＩ断面図。 ガンマ線起因により発生するイベントを弁別するイベント量計数部の構成を示す図。 （Ａ）ＢＮＣＴにおける中性子のエネルギースペクトルの一例を示した説明図、（Ｂ）中性子のエネルギーに対する各検出器の検出感度を示した説明図。 第１実施形態に係る中性子測定装置の測定手順を示すフローチャート。 第２実施形態に係る中性子測定装置の構成図。 第３実施形態に係る中性子測定装置が適用されたホウ素中性子捕捉療法用治療装置の構成を示す図。 （Ａ）第３実施形態に係る中性子測定装置の変形例が適用されたホウ素中性子捕捉療法用治療装置の構成を示す図、（Ｂ）患者の患部に複数の検出ユニットを取り付けた状態を示す図。

（第１実施形態）
以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。
図１に示すように第１実施形態に係る中性子測定装置１０は、反跳陽子型検出器１１と、核反応型検出器１２と、混合型検出器１３と、光伝送部１４（１４_１，１４_２，１４_３）と、光検出部１５（１５_１，１５_２，１５_３）と、イベント量計数部１６と、エネルギー別線量算出部１７と、を備えている。なお、図１では、反跳陽子型検出器１１、核反応型検出器１２、及び混合型検出器１３の３つの中性子検出器としてシンチレータ型を用いた場合の構成例を示している。

反跳陽子型検出器１１は、照射される中性子と非弾性散乱を生じる物質を内部に封入されており、中性子が非弾性散乱した際に生じる反跳陽子により第１の信号が発生する中性子検出器である。中性子と非弾性散乱を生じる物質としては、水素等の軽い元素が用いられる。

反跳陽子型検出器１１として、プラスチックシンチレータ、液体シンチレータ、スチルベンゼン型シンチレータが例示される。また、シンチレータに限らず、水素等の軽元素の含むガスを封入した検出器（特に、比例計数管）を用いても良い。非弾性散乱が生じた際に発生する第１の信号は、検出器の種類により異なり、シンチレータ型を用いた場合はシンチレータ光となり、比例計数管などのガス検出器を用いた場合は電気信号となる。なお、検出器の形状は円筒状など、矩形状のものに限定されない。

反跳陽子型検出器１１で反跳陽子により発生する第１の信号は、照射される中性子のエネルギーに依存しており、反跳陽子型検出器１１では高いエネルギー領域の中性子に感度を有する。シンチレータ型の反跳陽子型検出器１１では、およそ１００ｋｅＶ以上の中性子を検出することができる一方、これ以下のエネルギーを持つ中性子に対しては、リチウム（^６Ｌｉ）等を含む核反応型検出器１２に比べ反応断面積が数桁小さくなる。

核反応型検出器１２は、照射される中性子と核反応を生じる物質を検出器の内部に封入あるいは塗布されており、その物質と中性子とが核反応を生じた際に生成される放射線により第２の信号が発生する中性子検出器である。核反応を生じる物質として、ホウ素（^１０Ｂ、リチウム（^６Ｌｉ）、及びヘリウム（^３Ｈｅ）の少なくとも一つを用いる。

核反応型検出器１２は、照射される中性子により核反応が生じた際に、表１に示すような反応で荷電粒子を生成する。

核反応型検出器１２として、この反応で生じた荷電粒子を計測することが可能な検出器であれば良く、シンチレータ型、ガス検出型のいずれも適用可能である。例えば、ＬｉＣＡＦシンチレータやプラスチックシンチレータなどのシンチレータの表面に^１０Ｂ、^６Ｌｉ、^３Ｈｅなどを塗布したものが適用できる。中性子による核反応が生じた際に発生する第２の信号は、検出器の種類により異なり、シンチレータ型を用いた場合はシンチレータ光となり、比例計数管などのガス検出器を用いた場合は電気信号となる。なお、検出器の形状は円筒状など、矩形状のものに限定されない。

核反応型検出器１２に中性子が照射されると、断面積の大きさに依存した中性子捕獲を生じる。特に、^６Ｌｉを含むＬｉＣａＦシンチレータの場合、１ｋｅＶのエネルギーを持つ中性子が入射した場合、（ｎ，α）反応が起きる。

核反応は^６Ｌｉなどの原子密度で決まるとともに反応断面積のエネルギー依存性はおおむね中性子の速度の逆数に比例する。このため、核反応型検出器１２は低いエネルギー領域の中性子に高い感度を有する。

混合型検出器１３は、中性子と非弾性散乱または核反応をともに生じる物質を検出器の内部に封入あるいは塗布されており、非弾性散乱または核反応を生じた際に第３の信号を発生する。

混合型検出器１３は、中性子と非弾性散乱しやすい水素等の軽い元素と中性子と核反応しやすい元素（^１０Ｂ、^６Ｌｉ、及び^３Ｈｅの少なくとも一つ）とを含む材料が検出器の内部に封入あるいは塗布される。

混合型検出器１３として、^１０Ｂや^６Ｌｉを含んだプラスチックシンチレータや、液体シンチレータが例示される。なお、検出器の内部に含まれる両元素は均一に混ざっている必要がなく、どちらかの元素が表面に塗布されても良い。

中性子による非弾性反応または核反応が生じた際に発生する第３の信号は、検出器の種類により異なり、シンチレータ型を用いた場合はシンチレータ光となり、比例計数管などのガス検出器を用いた場合は電気信号となる。なお、検出器の形状は円筒状など、矩形状のものに限定されない。

混合型検出器１３は、反跳陽子型及び核反応型の両方の構成を併せて持つ検出器であるため、１００ｋｅＶ以上の高いエネルギー領域の中性子からエネルギーの低い領域の中性子までに感度を有する。

反跳陽子型検出器１１、核反応型検出器１２、及び混合型検出器１３の３つの検出器は、エネルギー分布がほぼ同一とみなせる範囲に設置されていれば良い。例えば５ｍｍ角の検出器を横並びに配置したものや、２ｍｍ×６ｍｍ×６ｍｍの検出器を横に並べることで計６ｍｍ角の検出器としても良い。また、各検出器で発生するシンチレータ光が干渉しない反射材等を検出器の間に配置しても良い。

光伝送部１４（１４_１，１４_２，１４_３）は、各検出器で発生する信号（シンチレータ光）を光検出部１５（１５_１，１５_２，１５_３）に伝送する。

光伝送部１４は、検出器で発生したシンチレータ光を後段の光検出部１５に伝送するための伝送手段であり、光ファイバーや波長シフトバー等の光を伝送できるものであればいずれでも適用できる。なお、各検出器と光伝送部１４の結合部での光の伝送誤差を少なくすることで検出効率を高く保つことが可能となるため、光学グリス等でカップリングさせて使用することが望ましい。

図２〜図４は、反跳陽子型検出器１１と光伝送部１４_１の接合構成を示したものである。なお、図２〜図４は、接合構成の代表例として反跳陽子型検出器１１と光伝送部１４_１の接合例を示したものあり、核反応型検出器１２と光伝送部１４_２、混合型検出器１３と光伝送部１４_３の接合構成も同様なものとなる。

図２（Ａ）は、光伝送部１４として光ファイバーを用いた場合の反跳陽子型検出器１１接合例を示しており、図２（Ｂ）はＩ−Ｉ断面図を示している。反跳陽子型検出器１１のけがき部分に、光ファイバーがはめ込まれており、光ファイバーの先端部分に到達したシンチレータ光が光検出部１５_１に伝送される。

図３（Ａ）は、光伝送部１４として波長シフトバーを用いた場合の反跳陽子型検出器１１との接合例を示しており、図３（Ｂ）はＩＩ−ＩＩ断面図を示している。反跳陽子型検出器１１の内部を貫通するように波長シフトバーが挿入されており、波長シフトバーの表面に到達したシンチレータ光は波長がシフトされ光検出部１５_１に伝送される。

同様に、図４（Ａ）は、光伝送部１４として波長シフトバーを用いた場合の反跳陽子型検出器１１との接合例を示しており、図４（Ｂ）はＩＩＩ−ＩＩＩ断面図を示している。反跳陽子型検出器１１の側面に波長シフトバーが配置されており、波長シフトバーの表面に到達したシンチレータ光は波長がシフトされ光検出部１５_１に伝送される。

光伝送部１４として光ファイバーを用いる場合と比較して、波長シフトバーを用いた場合、シンチレータ光を捕捉する面積が増加するため、高い検出効率を実現できる。

光検出部１５（１５_１，１５_２，１５_３）は、各検出器で発生したシンチレータ光を、光伝送部１４を介して入力して、それぞれのシンチレータ光を電気信号（ｓ_１，ｓ_２，ｓ_３）に変換してイベント量計数部１６に出力する。

光検出部１５として、光電子増倍管（ＰＭＴｓ）やシリコンＰＭＴ（Ｓｉ−ＰＮ）や、フォトダイオード（ＰＤ）、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）やＣＣＤ／ＣＭＯＳ等の撮像素子など光信号を電気信号に変換できるものであればいずれを用いても良い。なお、変換された電気信号（ｓ_１，ｓ_２，ｓ_３）には、シンチレータ光の発光量などの情報も含まれる。なお、放射線の影響により光検出部１５が損傷せずに、各検出器の近傍に光検出部１５を設置できる場合、各検出器と光伝送部１４の伝送距離を短縮することができる。

イベント量計数部１６は、光検出部１５から電気信号（ｓ_１，ｓ_２，ｓ_３）を入力して、反跳陽子型検出器１１、核反応型検出器１２、及び混合型検出器１３のそれぞれにおいて中性子検出による発生したイベント量をそれぞれ計数する。そして、計数された各検出器における中性子によるイベント量は、エネルギー別線量算出部１７に出力される。

これにより、高いエネルギー領域の中性子によるイベント量、低いエネルギー領域の中性子によるイベント量、そして低い領域から高い領域までの中性子によるイベント量がそれぞれ計数される。また、イベント量計数部１６は、混合型検出器１３に対応する中性子のイベント量から反跳陽子型検出器１１に対応するイベント量と核反応型検出器１２に対応するイベント量とを減算することで、中間的なエネルギー領域のイベント量を算出しても良い。

また、反跳陽子型検出器１１、核反応型検出器１２、及び混合型検出器１３の各検出器は、ガンマ線に対しても感度を有する。このため、中性子とともにガンマ線が存在する環境下で測定する場合、ガンマ線によるイベントを除外する必要がある。

図５は、ガンマ線起因により発生するイベントを弁別するイベント量計数部１６の構成の一例を示すものである。

イベント量計数部１６は、前置増幅器１８、Ａ／Ｄ変換器１９、波高弁別部２０、計数部２１、を備えている。

光検出部１５（図１）から入力された電気信号（ｓ_１，ｓ_２，ｓ_３）は、前置増幅器１８で増幅され、Ａ／Ｄ変換器１９でディジタル信号に変換されて波高弁別部２０に出力される。

波高弁別部２０は、核反応型検出器１２に対応する電気信号ｓ_２の波高値に基づいてガンマ線によって発生するイベントを弁別する。具体的には、ガンマ線のエネルギーに対する信号の波高値を予め評価しておき、得られた電気信号ｓ_２の波高値を測定することで、ガンマ線によるイベントを弁別する。

例えば、ＢＮＣＴの場合、支配的な水素の中性子捕獲によるガンマ線のエネルギーは２．２ＭｅＶとなるのに対して、核反応型検出器１２で核反応（例えば、^６Ｌｉと中性子との核反応）がした際に生じるエネルギーは５．４ＭｅＶとなり２倍以上大きい。つまり、ガンマ線のエネルギーに対する信号の波高値を予め評価しておくことで、ガンマ線によるイベントを弁別できる。

計数部２１は、各検出器で検出されたイベント量をそれぞれ計数するとともに弁別されたガンマ線によるイベント量を計数する。また、計数部２１は、各検出器のイベント量からガンマ線起因によるイベント量を減算して、各検出器での中性子起因によるイベントだけを抽出しても良い。

エネルギー別線量算出部１７は、計数された各検出器におけるイベント量に基づいて中性子の線量をエネルギー別に算出する。また、ガンマ線によるイベント量を考慮する場合は、計数されたガンマ線によるイベントに基づいてガンマ線の線量を求めて、このガンマ線の線量を除外したイベント量に基づいて中性子の線量をエネルギー別に算出する。

このように、検出可能な中性子のエネルギー領域が異なる、反跳陽子型検出器１１、核反応型検出器１２、及び混合型検出器１３の３種類の中性子検出器によって発生する中性子のイベント量を計数し、各検出器におけるイベント量に基づいて中性子の線量をエネルギー別に算出することで、リアルタイムで中性子のエネルギー別の照射線量を測定することができる。

また、エネルギー別線量算出部１７は、所望の中性子のエネルギー範囲を事前に設定して、このエネルギー範囲の中性子線量、エネルギー範囲の最大値以上のエネルギーを有する中性子線量、及びエネルギー範囲の最小値以下のエネルギーを有する中性子線量の３領域における中性子線量を算出しても良い。

ＢＮＣＴの場合、治療に使用する中性子のエネルギーは装置に依存するが、数ｋｅＶ〜数１０ｋｅＶの中性子を一般的に使用する。図６（Ａ）は、ＢＮＣＴにおける中性子のエネルギースペクトルの一例を示した説明図であり、縦軸は中性子の線量を表している。このように、ＢＮＣＴでは、単色のエネルギーの中性子でなくある程度エネルギーに幅を有する。

低エネルギーの中性子の場合、患部に到達することなく対象の表面で吸収されるため、治療への寄与が小さく、被ばく量の増加への影響の大きくなる。一方で、エネルギーが高い場合、体に含まれる水素で中性子が散乱し、患部で吸収されることなく体外へ放出する確率が増加するため、治療への寄与が小さく、被ばく量の増加への影響が大きくなる。

照射される中性子のエネルギーが変化すると、中性子に対する検出器の感度や、被ばく量の算出計数が大きく変わるため、以下の表２に示されるように患者への照射線量の評価が大きく変わる（参照：アイソトープ手帳（第１１版））。

このため、中性子照射による患者の被ばく量を低減させる観点から、患者への中性子源に含まれる中性子のエネルギー範囲のうち、患部のある深度に到達する中性子のエネルギー範囲Ｅ、エネルギー範囲Ｅの最大値Ｅ_Ｈｉｇｈ以上、及びエネルギー範囲Ｅの最小値Ｅ_Ｌｏｗ以下のそれぞれの中性子線量を正確に把握する必要がある。

図６（Ｂ）は、中性子のエネルギーに対する各検出器の検出感度を示した説明図である。Ｅ_Ｈｉｇｈ以上の中性子は、反跳陽子型検出器１１で主に検出される一方、Ｅ_Ｌｏｗ以下の中性子は核反応型検出器１２で主に検出される。そして、患部のある深度に到達する中性子のエネルギー範囲Ｅの中性子は、混合型検出器１３で主に検出される。

このため、エネルギー別線量算出部１７は、Ｅ_Ｈｉｇｈ以上の中性子の線量を第１の信号に対応するイベント量を用いて算出する一方、Ｅ_Ｌｏｗ以下の中性子の線量を第２の信号に対応するイベント量から算出する。

そして、エネルギー範囲Ｅにおける中性子の線量を、第３の信号に対応するイベント量から第１の信号及び第２の信号に対応するイベント量を減算して求める。

具体的な中性子の線量算出方法を、図７に示す中性子測定装置１０の測定フローを用いて説明する（適宜、図１参照）。なお、ここでは、ガンマ線による影響を考慮するものとする。

照射される中性子線を、反跳陽子型検出器１１、核反応型検出器１２、及び混合型検出器１３で同時に測定する（Ｓ１０、Ｓ１１、Ｓ１２）。

光検出部１５は、３つの検出器で発生したシンチレータ光のそれぞれを入力して、それぞれのシンチレータ光を電気信号に変換する（Ｓ１３）。変換された電気信号は、イベント量計数部１６に出力される。

イベント量計数部１６は、核反応型検出器１２における電気信号の波高値を評価して、ガンマ線のイベント量：Ｎ_γを計数する（Ｓ１４）。そして、イベント量計数部１６は、各検出器におけるイベント量（Ｎ_１，Ｎ_２，Ｎ_３）を計数する（Ｓ１５）。

エネルギー別線量算出部１７は、イベント量計数部１６で計数されたガンマ線のイベント量：Ｎ_γに基づいてガンマ線量Ｘ_γを算出する（Ｓ１６）。下記式（１）は、ガンマ線量Ｘ_γを算出する計算式を示している。なお、α_１はイベント量から線量を求めるための換算係数である。

Ｘ_γ＝α_１×Ｎ_γ・・・式（１）

エネルギー別線量算出部１７は、ガンマ線量Ｘ_γを除外して、反跳陽子型検出器１１におけるイベント量Ｎ_１に基づいて高エネルギー中性子の線量Ｘ_ｈｉｇｈを算出する（Ｓ１７）。下記式（２）は、高エネルギー中性子の線量Ｘ_ｈｉｇｈを算出する計算式を示している。なお、α_２はイベント量から線量を求めるための換算係数を意味である。

Ｘ_ｈｉｇｈ＝α_２×Ｎ_１−Ｘ_γ・・・式（２）

エネルギー別線量算出部１７は、ガンマ線量Ｘ_γを除外して、核反応型検出器１２におけるイベント量Ｎ_２に基づいて低エネルギー中性子の線量Ｘ_ｌｏｗを算出する（Ｓ１８）。下記式（３）は、低エネルギー中性子の線量Ｘ_ｌｏｗを算出する計算式を示している。なお、β_１、β_２はイベント量から線量を求めるための換算係数である。

Ｘ_ｌｏｗ＝β_２Ｎ_２−β_１Ｘ_γ・・・式（３）

そして、エネルギー別線量算出部１７は、混合型検出器１３におけるイベント量Ｎ_３から高エネルギー中性子の線量Ｘ_ｈｉｇｈ、低エネルギー中性子の線量Ｘ_ｌｏｗ、及びガンマ線量Ｘ_γを減算したものに基づいてエネルギー範囲Ｅの中性子線量Ｘ_Ｅを算出する（Ｓ１９）。下記式（４）は、エネルギー範囲Ｅの中性子線量Ｘ_Ｅを算出する計算式を示している。なお、Ｃ_１、Ｃ_２はイベント量から線量を求めるための換算係数である。

Ｘ_Ｅ＝Ｃ_２Ｎ_３−Ｃ_１（Ｘ_ｈｉｇｈ＋Ｘ_ｌｏｗ＋Ｘ_γ）・・・式（４）

このように、検出可能な中性子のエネルギー領域が異なる、反跳陽子型検出器１１、核反応型検出器１２、及び混合型検出器１３の３種類の中性子検出器によって発生する中性子のイベント量を計数し、所望のエネルギー範囲を設定した上で、各検出器におけるイベント量に基づいて中性子の線量をエネルギー別に算出することにより、目的に応じたエネルギー範囲の中性子線量をリアルタイムで測定することができる。

なお、エネルギー範囲Ｅのイベント量Ｎを正確に求めるためには、誤差を考慮した式（４）の右辺の計算値が算出誤差を考慮して正になる必要がある。

そこで、事前に評価された中性子源のエネルギースペクトルと各検出器の検出感度の関数とを用いて、Ｎを評価するために必要な統計量・測定時間を決定する。

具体的には、エネルギー範囲Ｅを設定して、各エネルギー範囲において中性子源のエネルギースペクトルと各検出器の検出感度の関数の積を積分することで、イベント量を推定することができ、統計誤差を算出できる。そして、各イベント量の誤差の和を算出し、この算出誤差の和が最小となるために必要なイベント量を集積させるために必要な時間を測定時間として設定する。これにより、エネルギー範囲Ｅの中性子線量Ｘ_Ｅの精度を向上させることができる。

（第２実施形態）
図８は、第２実施形態に係る中性子測定装置１０の構成図を示している。なお、図８において図１と共通の構成または機能を有する部分は、同一符号で示し、重複する説明を省略する。

第２実施形態に係る中性子測定装置１０が第１実施形態と異なる点は、反跳陽子型検出器１１、核反応型検出器１２、混合型検出器１３とともにガンマ線の感度が中性子に対する感度より高いガンマ線検出器２２を備える点にある。

ガンマ線検出器２２は、各検出器とともに中性子の照視野に配置されて、ガンマ線の線量を計測する。ガンマ線検出器２２として、Ｇｅ、ＣｄＴｅ、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ、ＴｌＢｒ等の半導体検出器が使用できる。

エネルギー別線量算出部１７は、ガンマ線検出器２２で計測されたガンマ線の線量を入力して、このガンマ線量を除外したイベント量に基づいて中性子の線量をエネルギー別に算出する。

ガンマ線に対する検出感度が高いガンマ線検出器２２を追加で配置することで、上述したガンマ線のイベント量Ｎ_γを精度よく測定することが可能となるため、上述の式（４）の誤差を減らすことができ、高精度にエネルギー範囲Ｅの中性子線量Ｘ_Ｅを算出することができる。

（第３実施形態）
図９は、第３実施形態に係る中性子測定装置１０が適用されたホウ素中性子捕捉療法用治療装置５０の構成例を示している。なお、図９において、第１実施形態に係る中性子測定装置１０（図１）と共通の構成または機能を有する部分は、同一符号で示し、重複する説明を省略する。光伝送部１４、光検出部１５は各検出器に対応して必要となるが、図９では省略して記載している。

まず、ホウ素を含む薬剤を投与した患者に中性子を照射して治療を行うホウ素中性子捕捉療法用治療装置５０の構成について簡単に説明する。

ホウ素中性子捕捉療法用治療装置５０は、陽子線加速器５１、照射ユニット５２、中性子照射制御装置５３、治療台５７、を備えている。

陽子線加速器５１は、サイクロトロンなど（図示省略）を用いて陽子を加速し、陽子線（陽子ビーム）を生成する。生成された陽子線は、照射ユニット５２に導かれる。

照射ユニット５２は、生成させた中性子を患者の患部に照射するユニットであり、ターゲット５４、減速材５５、コリメータ５６、を備えている。ターゲット５４は、陽子線加速器５１から導かれた陽子線を照射されて、中性子を発生させる。減速材５５は、発生させた中性子のエネルギーを治療に必要なエネルギーまで減速させるものである。コリメータ５６は、ターゲット５４で発生された中性子を、照視野に中性子を導くための流路を形成している。

中性子照射制御装置５３は、照射ユニット５２から出力される中性子照射の開始／停止、そして照射時間、照射強度の制御を陽子線加速器５１を介して行う。また、中性子照射制御装置５３は、患者の領域の位置データ及びホウ素の濃度分布データを含む３次元情報を保存している。この３次元情報は、治療開始前に、ＭＲＩ、Ｘ線ＣＴ、及びＰＥＴ等の医療画像装置で取得される。

検出ユニット２３は、反跳陽子型検出器１１、核反応型検出器１２、及び混合型検出器１３の３つの検出器が結束（または接着）されており、治療に影響を与えない位置で患者の患部周辺に取り付けられる。検出ユニット２３は、３次元位置を外部から測定する際の目印になるマーカを有している。なお、検出ユニット２３は、中性子の測定に影響を与えない材質であれば容器状のものに３つの検出器を収容しても良い。

位置計測部２４は、検出ユニット２３が有するマーカを目印として、検出ユニット２３の３次元上の位置情報を測定するものである。位置情報の測定方法は、レーザ距離計を用いた方法や、ステレオ視法など、検出ユニット２３の位置を測定できるものであればいずれでもよい。

位置情報関連付け部２５は、エネルギー別線量算出部１７で算出された中性子のエネルギー別の線量（線量情報）と測定された位置情報とを関連付けて出力する。これにより、患者の位置が治療中に変動してしまう場合であっても、位置のずれやそれに伴う中性子の照射線量をオンラインでモニタできる。

中性子照射制御装置５３は、位置情報が関連付けられた中性子の線量情報を入力する。そして、保存している患者の患部領域における３次元情報と、中性子の線量情報とを用いてシミュレーション解析を行い患者の被ばく線量を計算する。そして、計算した被ばく量に応じて中性子の照射強度を制御する。

これにより、患者の位置が治療中に変動して、治療開始前に評価された中性子の照射線量から変化する場合であっても、中性子照射制御装置５３にその変動をフィードバックすることが可能となり、適切な中性子の照射強度で治療をすることができる。

図１０（Ａ）は、第３実施形態に係る中性子測定装置１０の変形例が適用されたホウ素中性子捕捉療法用治療装置５０の概略構成図を示している。図１０（Ｂ）は、患者の患部に複数の検出ユニット２３を取り付けた状態を示している。

本変形例では、図１０（Ｂ）に示すように、複数の検出ユニット２３を患者の患部周辺に取り付ける。

位置計測部２４は、各検出ユニット２３が有するマーカを目印として、検出ユニット２３のそれぞれの３次元上の位置情報を測定する。そして、位置情報関連付け部２５は、取得された検出ユニット２３の各位置情報と検出ユニット２３に対応する中性子の線量情報とを関連付けて出力する。

線量分布評価部２６は、出力された各検出ユニット２３のエネルギー別の線量に基づいて患部周辺の中性子線量分布を求める。これにより、患者の位置が治療中に変動してしまう場合であっても、患者の患部周辺の中性子の線量分布をオンラインで正確に求めることができる。また、治療前に中性子の線量分布を評価しておき、この事前情報と比較することで中性子照射位置の中心など任意の位置の中性子線量を評価することもできる。

中性子照射制御装置５３は、測定された各位置情報が関連付けられた中性子の線量情報を入力する。そして、保存している３次元情報と中性子の線量情報を用いてシミュレーションを行い患者の被ばく線量を計算する。計算した被ばく量に応じて中性子の照射強度を制御する。

これにより、患者の位置が治療中に変動して、治療開始前に評価された中性子の照射線量から変動する場合であっても、中性子照射制御装置５３にその変動をより正確にフィードバックすることが可能となる。

以上述べた各実施形態の中性子測定装置によれば、検出可能な中性子のエネルギー領域が異なる、反跳陽子型検出器１１、核反応型検出器１２、及び混合型検出器１３の３種類の中性子検出器によって発生する中性子のイベント量を計数し、各検出器におけるイベント量に基づいて中性子の線量をエネルギー別に算出することで、リアルタイムで中性子のエネルギー別の照射線量を測定することができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

また、イベント量計数部、エネルギー別線量算出部、位置情報関連付け部、線量分布評価部の各構成要素は、受け付けた入力信号を処理するコンピュータのプロセッサで実現することも可能であり、所定のプログラムコードを、プロセッサなどの電子回路において実行することによって実現しても良く、このようなソフトウェア処理に限らず、例えば、ＡＳＩＣ等の電子回路を用いたハードウェア処理で実現したユニットあるいは計算機として構成しても良いし、ソフトウェア処理とハードウェア処理とを組み合わせて実現したユニットあるいは計算機として構成しても良い。

１０…中性子測定装置、１１…反跳陽子型検出器、１２…核反応型検出器、１３…混合型検出器、１４（１４_１，１４_２，１４_３）…光伝送部、１５（１５_１，１５_２，１５_３）…光検出部、１６…イベント量計数部、１７…エネルギー別線量算出部、１８…前置増幅器、１９…Ａ／Ｄ変換器、２０…波高弁別部、２１…計数部、２２…ガンマ線検出器、２３…検出ユニット、２４…位置計測部、２５…位置情報関連付け部、２６…線量分布評価部、５０…ホウ素中性子捕捉療法用治療装置、５１…陽子線加速器、５２…照射ユニット、５３…中性子照射制御装置、５４…ターゲット、５５…減速材、５６…コリメータ。

Claims (10)

1. 照射される中性子と非弾性散乱を生じる物質を有して、前記中性子による前記非弾性散乱が生じた際に第１の信号を発生する反跳陽子型検出器と、
   前記中性子と核反応を生じる物質を有して、前記中性子による前記核反応が生じた際に第２の信号を発生する核反応型検出器と、
   前記中性子と、前記非弾性散乱または前記核反応を生じる物質を有して、前記非弾性散乱または前記核反応を生じた際に第３の信号を発生する混合型検出器と、
   前記第１の信号、前記第２の信号、及び前記第３の信号に基づいて各検出器で発生したイベント量をそれぞれ計数するイベント量計数部と、
   計数された各検出器における前記イベント量に基づいて前記中性子の線量をエネルギー別に算出するエネルギー別線量算出部と、を備えることを特徴とする中性子測定装置。
2. 前記反跳陽子型検出器、前記核反応型検出器、及び前記混合型検出器は、シンチレータであり、
   各検出器で発生するシンチレータ光を伝送する光伝送部と、
   入力した前記シンチレータ光を電気信号に変換して前記イベント量計数部に出力する光検出部と、を備えることを特徴とする請求項１に記載の中性子測定装置。
3. 前記イベント量計数部は、前記核反応型検出器に対応する前記電気信号の波高値に基づいてガンマ線により発生するイベントを弁別する波高弁別部と、
   各検出器で検出された前記イベント量をそれぞれ計数するとともに弁別された前記ガンマ線によるイベントを計数する計数部と、を有して、
   エネルギー別線量算出部は、計数された前記ガンマ線によるイベントに基づいて前記ガンマ線の線量を求めて、この前記ガンマ線の線量を除外した前記イベント量に基づいて前記中性子の線量をエネルギー別に算出することを特徴とする請求項２に記載の中性子測定装置。
4. 前記エネルギー別線量算出部は、所望の前記中性子のエネルギー範囲を設定して、前記エネルギー範囲の最大値よりも大きいエネルギーを有する前記中性子の線量を前記第１の信号に対応するイベント量を用いて算出し、前記エネルギー範囲の最小値よりも小さいエネルギーを有する前記中性子の線量を前記第２の信号に対応するイベント量を用いて算出し、前記エネルギー範囲における前記中性子の線量を、前記第３の信号に対応するイベント量から第１の信号及び第２の信号に対応するイベント量を減算して求めることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の中性子測定装置。
5. 各検出器とともにガンマ線の感度が前記中性子に対する感度より高いガンマ線検出器をさらに設けて、
   エネルギー別線量算出部は、前記ガンマ線検出器で検出されたガンマ線の線量を除外した前記イベント量に基づいて前記中性子の線量をエネルギー別に算出することを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の中性子測定装置。
6. 前記反跳陽子型検出器、前記核反応型検出器、及び前記混合型検出器を結束して、位置を外部から計測可能なマーカを有する検出ユニットと、
   前記マーカを目印として、前記検出ユニットの３次元上の位置情報を取得する位置計測部と、
   取得された前記位置情報と前記エネルギー別線量算出部で算出された前記中性子のエネルギー別の線量とを関連付けて出力する位置情報関連付け部と、をさらに備えることを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の中性子測定装置。
7. 前記検出ユニットを複数配置させて、
   位置情報関連付け部は、取得された前記検出ユニットの各前記位置情報と前記エネルギー別線量算出部で算出された前記中性子のエネルギー別の線量とを関連付けて出力して、
   出力された各前記検出ユニットのエネルギー別の線量に基づいて３次元上の前記中性子の線量分布を評価する線量分布評価部をさらに備えることを特徴とする請求項６に記載の中性子測定装置。
8. 予め評価された前記中性子の線源のエネルギースペクトルと各検出器の検出感度とを用いて各検出器によるイベント量の誤差の和を算出し、この誤差の和が最小となるために必要なイベント量を集積させるために必要な時間を測定時間として設定することを特徴とする請求項１から請求項７のいずれか一項に記載の中性子測定装置。
9. 照射される中性子と非弾性散乱を生じる物質を有する反跳陽子型検出器を用いて、前記中性子による前記非弾性散乱が生じた際に発生する第１の信号を受け付けるステップと、
   前記中性子と核反応を生じる物質を有する核反応型検出器を用いて、前記中性子による前記核反応が生じた際に発生する第２の信号を受け付けるステップと、
   前記中性子と、前記非弾性散乱または前記核反応を生じる物質を有する混合型検出器を用いて、前記非弾性散乱または前記核反応を生じた際に発生する第３の信号を受け付けるステップと、
   前記第１の信号、前記第２の信号、及び前記第３の信号に基づいて各検出器で発生したイベント量をそれぞれ計数するステップと、
   計数された各検出器における前記イベント量に基づいて前記中性子の線量をエネルギー別に算出するステップと、を含むことを特徴とする中性子測定方法。
10. ホウ素を含む薬剤を投与した患者に中性子を照射して治療を行うホウ素中性子捕捉療法用治療装置であって、
    請求項６または請求項７に記載の中性子測定装置と、
    生成された前記中性子を前記患者の患部に照射する照射ユニットと、
    前記患者の患部に照射される前記中性子の照射強度を制御する中性子照射制御装置と、を備えて、
    前記検出ユニットは前記患者の患部周辺に取り付けられて、
    中性子照射制御装置は、前記エネルギー別線量算出部で算出された前記中性子の線量に基づいて前記患者の被ばく線量を計算して、この被ばく量に応じて前記中性子の前記照射強度を制御することを特徴とするホウ素中性子捕捉療法用治療装置。

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