JPH0727077B2 - 放射線発生装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 この発明は、放射線発生装置のＸ線出力エネルギーのイ
ンタロツク装置に関するものである。

〔従来の技術〕 第４図は例えば特開昭55−133800号公報に示された従来
の放射線発生装置の構成を示すブロツク図である。

第４図において、（21）は電子ビームを発生する電子
銃、（22）は電子ビームを加速する加速管、（23）は加
速された電子ビームを偏向するための偏向系である。
（18）は電子ビームにより放射線を発生する放射線発生
機構、（19）は発生した放射線である。（１）は放射線
の出力をモニタするための検出器、（24）は検出された
放射線強度に比例する電気信号の増幅器、（50）は放射
線出力強度の表示部、（25）は発生した放射線量を計測
するための積算回路、（26）は積算放射線量の表示部で
ある。（27）は放射線の出力強度を設定するための出力
設定機構、（28）は出力安定化回路、（29）はパルスト
リガ発生器、（30）は高電圧パルス変調器、（31a），
（31b）は各々パルストランスで、（32）は大電力マイ
クロ波発生部である。（33）は照射すべき放射線の積算
量を設定する積算放射線設定機構、（34）は積算回路
（25）の出力値が積算放射線設定機構（33）で指定され
た値に達しているかどうかを判定する比較器で、第４図
の例では積算回路（25）の出力値が積算放射線設定機構
（33）の指定した値未満である時に比較器（34）は論理
回路の“1"出力とし、積算回路（25）の出力値が積算放
射線設定機構（33）の指定値以上になると“0"出力とす
る。（35）は放射線の発生する継続時間の最大値を設定
する時間設定機構、（36）は放射線発生と同時に時間を
計測するタイマ機構、（37）は放射線発生の時間の表示
部である。（38）は（34）と同様の比較器であるが、タ
イマ機構（36）の出力が、時間設定機構（35）により指
定された値未満の時“1"出力となり、（36）の出力値が
（35）の指定値以上になると“0"出力となる。（39）は
放射線発生のON/OFFを行うスイツチ機構である。放射線
発生ONで“1"出力となる。スイツチ機構（39）により放
射線発生が装置に指示されると、タイマ機構（36）は時
間計測を開始する。（40）は放射線発生のシーケンス部
で、ここではAND回路として示してある。即ち、比較器
（34）および（38）の出力が共に“1"の時スイツチ機構
により放射線発生をONにすると（40）の出力は“1"とな
り、比較器の出力が“0"となると同時に（40）出力は
“0"となる。

（41）は放射線発生装置の放射線発生をON/OFF制御する
制御部である。（42）は他の部分との関連を図示してい
ないが、放射線発生を行う前に前回の放射線発生によ
り、表示部（26），（37）の表示を初期値にリセツト
し、かつ（25），（37）の回路に前回の放射線発生によ
り値がホールドされていればこれも初期値にリセツトす
る、リセツト機構である。

（43）は出力設定機構（27）により定められる計画放射
線出力と、検出器（１）により検出され、そして増幅器
（24）により増幅された出力放射線との比を演算する除
算器、（44）は除算器（30）の出力の上限値を定める許
容上限設定器、（45）は除算器（43）の下限値を定める
許容下限設定器、（46），（47）は比較器で、（46）は
除算器（43）の出力が、許容上限設定器（44）で定めら
れる値よりも小さい時、論理回路出力“1"を出力し、
（47）は除算器（43）の出力が許容下限設定器（45）よ
りも大きい値の時“1"の論理回路出力となる、比較器
（46），（47）は以上述べた場合の他は論理回路出力
“0"となる。（48）はAND回路で、比較器（46），（4
7）の双方が同時に“1"となる時、論理回路出力“1"と
なり、制御部（41）の“ON"ゲートを開く機能を有す
る。

次いで動作について説明する。放射線パルスについて制
御すべき項目に 積算放射線量 放射線出力強度 放射線出力エネルギー の３項目がある。第５図は放射線パルスの具体的な形状
を表わし、第６図は第５図の時間軸を圧縮したものであ
る。第５図および第６図において、放射線出力強度（5
5）は放射線パルス１パルス当りの面積である。

放射線出力エネルギー（56）は放射線パルス（53）の瞬
時値を表わす。積算放射線量（54）は患者に対する通算
の照射線量を表わす。（57）は単位時間当りの照射線量
を表わす放射線出力線量率である。

以下従来例について積算放射線量（54）と放射線出力強
度（55）の制御動作を説明する。第４図の例では放射線
発生装置を示しているが、出力安定化回路（28）の出力
により、パルストリガ発生器（29）によりパルスが発生
する。出力安定化回路（28）は放射線出力を安定化し、
この場合、パルス繰り返し周波数を制御することにより
放射線量の安定化が達成できるものとする。このパルス
トリガにより高電圧パルス変調器（30）が動作し高電圧
パルスが発生すると、パルストランス（31a），（31b）
の各々により所定の電圧に昇圧されて、電子銃（21）、
およびマイクロ波発生器（32）に印加され、電子ビーム
が発生すると同時に、大電力のマイクロ波が発生する。
加速管（22）で、電子ビームがマイクロ波により加速さ
れ、加速された電子ビームは、偏向系がある場合は偏向
系（23）により偏向されて、放射線発生機構（18）に入
射する。ここから放射線（19）が発生する。この放射線
（19）はパルス放射線であり、パルス幅＝５μ〜10μ秒
でこれを最大200〜300パルス／秒程度繰り返し発生させ
治療に用いることが一般的である。

ここで前記（ａ）積算放射線量によるインタロツク動作
について説明する。この放射線（19）が検出器（１）に
より検出されるとその検出信号は増幅器（24）で増幅さ
れ、放射線出力強度表示部（50）において放射線の出力
強度を表示し、出力安定化回路（28）の入力となり、出
力設定機構（27）で設定された出力に安定化される帰還
回路を形成する。一方、増幅器（24）の出力は積算回路
（25）の入力となり、発生した放射線の積算値を演算
し、放射線量表示部（26）にこの値を表示している。

積算放射線量設定機構で設定した放射線量に達し、ある
いは放射線発生時間を設定して、この時間に達した時放
射線の発生を停止する機能を以下に説明する。比較器
（34）では積算放射線設定機構（33）で設定された値以
上に積算回路（25）の出力値が達すると“0"出力を発生
する論理回路となつている。又同様に比較器（38）では
放射線発生時間設定機構（35）により設定された値以上
にタイマ機構（36）による放射線発生時間の値が達する
と“0"出力を発生する論理回路となつている。時間表示
部（37）ではタイマ機構（36）による計測時間を表示し
ている。放射線発生のスイツチONの前にリセツト機構
（42）で、積算回路（25）、タイマ機構（20）、および
表示部（26），（37）を初期値にリセツトすると、比較
器（34），（38）の出力は“1"となりAND回路よりなる
シーケンス部（40）はスイツチ機構（39）のスイツチを
ONにすれば、放射線が発生する。次に放射線の停止は、
スイツチ機構（39）をOFFにすること、と共に比較器（3
4），（38）のいずれかが“0"出力になることにより達
成できる。すなわち予定された積算放射線量に発生放射
線の積算値が達するか、予定された放射線発生継続時間
に、放射線を発生している時間が達するかにより放射線
は停止される。

次に放射線出力強度によるインタロツク動作について説
明する。第４図において、通常は放射線（19）の出力強
度は出力設定機構（27）で定められる値に従がつて安定
に運転されるが、万一何らかの原因で、放射線出力強度
が過大又は過少となつた時、放射線の発生を停止するこ
とができる。今、出力設定機構（27）で定められる放射
線出力強度X_Sに対して、出力放射線X_Oが、検出器（１）
で検出され、増幅器（24）で積分増幅されて、所定の信
号となつている。除算器（43）ではX_O/X_Sの値を演算す
るものとする。そこで以下述べるようにこのX_O/X_Sの値
が、許容され得る範囲になつているかどうかを判定し
て、発生放射線出力強度が計画放射線出力強度に従つて
いるかどうか判定するものである。許容上限設定器（4
4）により(X_O/X_S)_Vという値が設定されている時、比較
器（46）では、(X_O/X_S)_V（X_O/X_S）であれば、論理出
力を“1"とする。さもなければ論理出力は“0"である。
又一方許容下限設定器（45）で(X_O/X_S)_Lという値が設定
されていれば、比較器（47）の論理出力は（X_O/X_S）
(X_O/X_S)_Lの時“1"とする。この様にしてAND回路（48）
の出力は(X_O/X_S)_V（X_O/X_S）(X_O/X_S)_Lの時のみ“1"
となるのである。そこで、制御部（41）において、AND
回路（48）の出力が“1"の時のみ“ON"ゲートが開かれ
るものとすると、計画出力強度に対して放射線の発生出
力強度が、過大あるいは過少となつた時、即座に放射線
の発生を停止する。

ところで放射線出力エネルギーにより患者体内への深さ
方向への減衰率が異なるため放射線出力強度が同じでも
放射線出力エネルギーが変化すると治療効果が大きく異
なることがあるので患者の腫瘍の深さにより最適放射線
出力エネルギーを選んで照射することが一般的に行なわ
れている。

本装置は電子線をマイクロ波でほぼ光速近くまで加速
し、その高エネルギー電子線を重金属ターゲツトに当て
制動放射線を発生させるものであり、そのエネルギーを
決定するものは電子を加速するシステムそのものにもあ
り、概ね以下のパラメータの安定化が放射線出力エネル
ギーの安定化につながる。

（ａ）加速周波数 （ｂ）マイクロ波パワーレベル （ｃ）電子銃エミツシヨンレベル （ｄ）冷却装置温度コントロール （ｅ）偏向電磁石偏向コイル電流安定化 〔発明が解決しようとする課題〕 従つて従来の装置は、一定の放射線出力エネルギーが保
たれているか否かは、（ａ）〜（ｅ）のパラメータの総
てをモニタする必要があつた。しかし（ａ）〜（ｅ）の
パラメータ総てを治療中放射線発生装置自身あるいはオ
ペレータにモニタさせることはオペレータの操作上複雑
さを増し非常に困難であり、放射線出力エネルギーのモ
ニタは実質上行なわれていないなどの問題があつた。

この発明は上記のような問題点を解消するためになされ
たもので、放射線発生装置の放射線出力エネルギーを直
接モニタし、その放射線パルス１つ１つの変動に対し上
限下限の規定値をはずれた場合にはインタロツクを働か
せ、患者への不要の放射線照射を停止させることが出来
る放射線発生装置を得ることを目的とする。

〔課題を解決するための手段〕

この発明に係る放射線発生装置は、パルス状の放射線出
力エネルギーを検出する検出手段と、上記放射線エネル
ギーに対応して上記検出手段が出力するパルス状の出力
信号の平坦部又はピーク値をサンプルするサンプルホー
ルド回路と、このサンプルホールド回路のサンプル値を
基に上記放射線エネルギーが基準範囲にあるか否かを判
定して信号を出力する比較器と、この比較器が基準範囲
外の信号を出力すると放射線の放射を停止する信号を出
力するインタロック回路とを備えるようにしたものであ
る。

〔作用〕

この発明における放射線発生装置は、パルス状の放射線
出力エネルギーの平坦部又はピーク値をパルス１つ１つ
についてサンプルホールド回路が直接モニタし、サンプ
ル値を基に放射エネルギーが基準範囲にあるか否かを判
定し、基準範囲を外れる場合にインタロック回路が放射
線の放射を停止する信号を出力する。

〔発明の実施例〕

以下、この発明の一実施例を図について説明する。第１
図において、（１），（18），（19）は前記従来例と同
一のものである。（２）は患者、（３）は放射線発生量
をモニタする検出器（１）の出力端に接続されたパルス
増幅器、（４）はパルス増幅器（３）の出力端に接続さ
れた積分形増幅器、（５）はパルス増幅器（４）の出力
端に接続された増幅器、（６）は増幅器（５）の出力端
に接続された放射線出力表示部、（７）は増幅器（５）
の出力端に放射線出力表示部（６）と並列に接続された
電圧／周波数変換器、（８）は電圧／周波数変換器
（７）の出力端に接続された分周器、（９）は分周器
（８）の出力端に接続された積算カウンタ、（10）はパ
ルス増幅器（３）の出力端に接続されたサンプルホール
ド回路、（11）はサンプルホールド回路（10）の出力端
に接続された増幅器、（12）は増幅器（11）の出力端に
接続され、許容上限設定器（13）で設定された上限イン
タロツクレベルと増幅器（11）出力とを比較する比較
器、（14）は増幅器（11）の出力端に接続され、許容下
限設定器（15）で設定された下限インタロツクレベルと
増幅器（11）出力とを比較する比較器、（16）は比較器
（12）と比較器（14）の出力端に接続されたAND回路、
（17）はAND回路（16）の出力端に接続されたインタロ
ツク回路である。

第２図は第１図のトリガパルス発生器（29）の回路図を
示す。図において（51）はワンシヨツトマルチバイブレ
ータで、Ｔ入力端子はマスタトリガ出力端子へ接続され
る。（52）はマルチバイブレータで、このＴ端子はワン
シヨツトマルチバイブレータ（51）の端子へ接続され
る。そして各々時定数用にワンシヨツトマルチバイブレ
ータ（51）はコンデンサCd、抵抗Rdを接続し、マルチバ
イブレータ（52）はコンデンサCw、抵抗Rwを接続してい
る。なおはマスタトリガパルス、はタイミングパル
ス、はサンプルトリガパルスである。

第３図はこれら各部の波形とタイミングを表したもので
ある。図においては放射線発生装置の全てのパルスの
基準になるマスタトリガパルス、はタイミングパル
ス、はサンプルトリガパルス、はＸ線出力パルスで
ある。

次に動作について説明する。高エネルギー放射線発生装
置のＸ線出力エネルギーと電子線出力エネルギーは
（１）式の関係となることが一般的に知られている。

ここで Ｘ:X線出力エネルギー ｉ：加速電流 V_a：電子線加速エネルギー ｎ：定数（2.49） （１）式を整理すると Ｘ＝ki・V_a ^2.49 …（２）式 となる。

（２）式を微分して（２）式で割ると となる。

従つて、電子線加速エネルギーが微小に変化した時Ｘ線
出力エネルギーには2.49倍の変化となつて現れる。従つ
てＸ線出力エネルギーの変化を検出するには、電子線加
速エネルギー自体よりもＸ線出力エネルギーの変化を検
出する方が精度良く測れ有利となる。

第１図において放射線（Ｘ線パルス）（19）は検出器
（１）内にＸ線出力エネルギーに比例した電離パルス電
流を生じさせ、パルス増幅器（３）にてパルス波形に忠
実に電圧信号に変換する。検出器（１）を通過した放射
線（19）は患者（２）に照射される。電離パルス電流は
積分形増幅器（４）にて１周期以上時間積分している。
ここで電離パルス電流のパルス幅τ、パルスピーク値I
p、パルス繰り返し周波数をＰとすると積分形増幅器
（４）の出力Vaveは（４）式となる。

Vave＝τ×Ip×Ｐ …（４）式 この出力は増幅器（５）にてゲイン調整され、放射線出
力表示部（６）に入り、放射線出力の出力線量率（cGy/
分）を示す。治療を行なう場合には患者に照射された積
分放射線量（cGy）が必要である。これは放射線出力線
量率（cGy/分）を時間積分すると得られる。増幅器
（５）の出力電圧を電圧／周波数変換器（７）にて電圧
に比例した周波数のパルス列に変換し、次に分周器
（８）で分周し、その出力パルスをカウント/cGyに単位
を一致させる。そして積算カウンタ（９）で分周器
（８）よりの出力パルスを積算することにより患者
（２）への照射線量の計測を行なう。

放射線量パルスと相似の第３図のに示すＸ線出力パル
スの形状は理想の方形パルスではなく、なまりその他の
ひずみを含み、周波数が高いので従来例の放射線出力強
度からＸ線出力エネルギーの演算には無理がある。パル
ス平坦部をサンプルする方法はパルス１つ１つに対応出
来る周波数応答性と前記（３）式の意味するＸ線出力エ
ネルギーをサンプルする精度共充分であり、装置全体が
治療機マスタトリガパルスで制御されているので回路
付加が簡単であるという長所がある。そのため本実施例
はパルス平坦部をサンプルする手段を採つた。

ここでトリガパルス発生器（29）について詳しく説明す
ると、第２図及び第３図において治療機より発生するＸ
線は、治療機マスタートリガパルスより一定時間（τ
ｄ）遅れて出力される。マスタトリガパルスを、タイ
ミング設定用ワンシヨツトマルチバイブレータ（51）に
入力すると、パルスタイミング設定用パルスが出力さ
れ、これをパルス幅設定用マルチバイブレータ（52）に
入力すると、Ｘ線出力パルスのほぼ中央の平坦部をとら
えるサンプルトリガパルスが出力される。サンプルホ
ールド回路（10）ではサンプルトリガパルスによりＸ
線出力パルスのピーク値である平坦部をサンプルする
ようになる。

ここで第１図に戻り、サンプルホールド回路（10）の出
力はゲイン調整用増幅器（11）でレベル調整された後比
較器（12），（14）へ供給される。この比較器（12），
（14）はエネルギーインタロツクレベル比較用コンパレ
ータであり、許容上限設定器（13）と許容下限設定器
（15）で設定された上限値と下限値の間にゲイン調整用
増幅器（11）の出力があれば、放射線出力がエネルギー
許容範囲内にあるものとなり、比較器（12），（14）の
出力は共に“H"となりインタロツク回路（17）は動作し
ない。ゲイン調整用増幅器（11）の出力が許容上限設定
器（13）の上限値を越えるか、または許容下限設定器
（15）の下限値未満になると比較器（12）又は（14）に
出力は“L"となり、同様にAND回路（16）の出力も“L"
となりインターロツク回路（17）が動作し放射線出力停
止となる。つまり一定エネルギーの放射線出力で正常照
射を行なうために放射線量パルス波形の平坦部波高値が
上限値と下限値の範囲内にある時にのみ放射線が発生す
るようになつている。

尚、本実施例ではパルス波高値モニタはサンプルホール
ド回路によつたがサイズが少ない場合はサンプルホール
ド回路の代わりにピーク値をサンプルするホールド回路
を用いても良い。

〔発明の効果〕

以上のように、この発明によれば、放射線発生装置を、
パルス状の放射線出力エネルギーの平坦部又はピーク値
をパルス１つ１つについてサンプルホールド回路が直接
モニタし、比較器がサンプル値を基に放射エネルギーが
基準範囲にあるか否かを判定し、基準範囲を外れる場合
にインタロック回路が放射線の放射を停止する信号を出
力するようにすると、治療中の放射線エネルギー保証が
可能となり、患者に対する治療精度の向上、患者の安全
と治療計画通りの治療ができる効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の一実施例による放射線発生装置の主
要部を示すブロツク図、第２図はトリガパルス発生器の
回路図、第３図は主要各部のパルス波形とタイミングチ
ヤート、第４図は従来の放射線発生装置を示すブロツク
図、第５図，第６図は放射線出力パルスの制御すべき項
目の説明図である。 図において（１）は検出器、（10）はサンプルホールド
回路、（12），（14）は比較器、（17）はインタロツク
回路。 なお、図中、同一符号は同一、又は相当部分を示す。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】パルス状の放射線出力エネルギーを検出す
   る検出手段と、上記放射線エネルギーに対応して上記検
   出手段が出力するパルス状の出力信号の平坦部又はピー
   ク値をサンプルするサンプルホールド回路と、このサン
   プルホールド回路のサンプル値を基に上記放射線エネル
   ギーが基準範囲にあるか否かを判定して信号を出力する
   比較器と、この比較器が基準範囲外の信号を出力すると
   放射線の放射を停止する信号を出力するインタロック回
   路とを備えたことを特徴とする放射線発生装置。