JP6699004B2

JP6699004B2 - Neutron capture therapy system and method of controlling neutron capture therapy system

Info

Publication number: JP6699004B2
Application number: JP2015166005A
Authority: JP
Inventors: 文雄酒井; 滝　和也; 和也滝; 浩基田中
Original assignee: Kyoto University; Sumitomo Heavy Industries Ltd
Current assignee: Kyoto University; Sumitomo Heavy Industries Ltd
Priority date: 2015-08-25
Filing date: 2015-08-25
Publication date: 2020-05-27
Anticipated expiration: 2035-08-25
Also published as: JP2017042311A

Description

本発明は、中性子捕捉療法システム及び当該システムの制御方法に関する。 The present invention relates to a neutron capture therapy system and a control method for the system.

がん治療等における放射線治療法の１つとして、中性子線の照射によりがん治療を行うホウ素中性子捕捉療法（ＢＮＣＴ；Boron Neutron Capture Therapy）がある。ホウ素中性子捕捉療法では、ホウ素を含む薬剤を投与した患者の患部に中性子線を照射することで、がん細胞内でホウ素と中性子とが反応してアルファ線等が放出される。このアルファ線等によりがん細胞等が破壊される。 Boron neutron capture therapy (BNCT) that performs cancer treatment by irradiating neutron rays is one of the radiation treatment methods in cancer treatment and the like. In boron neutron capture therapy, neutron rays are irradiated to an affected part of a patient who has been administered a drug containing boron, whereby boron and neutrons react with each other in cancer cells to emit alpha rays and the like. Cancer cells and the like are destroyed by the alpha rays and the like.

国際公開第２０１２／０１４６７１号International Publication No. 2012/0146671

ホウ素中性子捕捉療法は、中性子線とホウ素との反応を利用するため、患者体内の薬剤濃度をリアルタイムに測定することが望まれる。薬剤濃度の測定方法には、例えば、患者から血液を採取して、当該血液中における薬剤濃度を測定する方法がある。しかし、この方法では、１回の測定に１５分程度の時間を要するため、患者体内の薬剤濃度をリアルタイムに測定することができない。 Since boron neutron capture therapy utilizes the reaction between neutron rays and boron, it is desirable to measure the drug concentration in the patient's body in real time. As a method of measuring the drug concentration, for example, there is a method of collecting blood from a patient and measuring the drug concentration in the blood. However, in this method, one measurement takes about 15 minutes, and therefore the drug concentration in the patient cannot be measured in real time.

そこで、薬剤濃度をリアルタイムに測定する方法として、断層画面を利用して患者体内に投与した放射性同位元素の分布を評価するシングルフォトエミッション法（ＳＰＥＣＴ法）の適用が検討されている。ホウ素中性子捕捉療法にＳＰＥＣＴ法を適用する場合には、中性子線とホウ素との反応によって生じるガンマ線を利用する。しかし、患者に中性子線を照射すると、中性子線とホウ素との反応に伴うガンマ線の他に別の要因に伴うガンマ線も発生する。従って、ＳＰＥＣＴ法を用いてガンマ線を測定することでは、薬剤濃度の算出精度を向上させ難かった。 Therefore, as a method for measuring the drug concentration in real time, application of a single photoemission method (SPECT method) for evaluating the distribution of radioisotopes administered to a patient using a tomographic screen is under study. When the SPECT method is applied to boron neutron capture therapy, gamma rays generated by the reaction between neutron rays and boron are used. However, when a patient is irradiated with neutron rays, gamma rays due to another factor are also generated in addition to gamma rays accompanying the reaction between neutron rays and boron. Therefore, it was difficult to improve the accuracy of drug concentration calculation by measuring gamma rays using the SPECT method.

本発明は、ホウ素を含む薬剤濃度の算出精度の向上を図ることが可能な中性子捕捉療法システム及び当該システムの制御方法を提供することを目的とする。 It is an object of the present invention to provide a neutron capture therapy system and a control method for the system, which can improve the accuracy of calculating the concentration of a drug containing boron.

本発明の一形態は、ホウ素を含む薬剤が投与された被照射体へ中性子線を照射する中性子捕捉療法システムであって、被照射体へ中性子線を照射する中性子線照射部と、中性子線の照射により被照射体から放出されるガンマ線に関する第１のガンマ線情報を取得するガンマ線情報取得部と、第１のガンマ線情報を利用して、被照射体内における薬剤の濃度を算出する薬剤濃度算出部と、を備え、ガンマ線情報取得部は、被照射体が配置される領域を挟んで対となる位置に設けられた一対の検出器を有し、薬剤濃度算出部は、第１のガンマ線情報から検出器のそれぞれで同時時刻に検出された所定のエネルギーのガンマ線に関する第２のガンマ線情報が除かれた第３のガンマ線情報を利用して、薬剤の濃度を算出する。 One form of the present invention is a neutron capture therapy system for irradiating a neutron beam to an irradiated body to which a drug containing boron is administered, a neutron beam irradiation unit for irradiating a neutron beam to the irradiated body, and a neutron beam. A gamma ray information acquisition unit that acquires first gamma ray information regarding gamma rays emitted from the irradiated body by irradiation, and a drug concentration calculation unit that calculates the concentration of the drug in the irradiated body using the first gamma ray information. , And the gamma ray information acquisition unit has a pair of detectors provided at a pair of positions with an area where the irradiated body is disposed sandwiched therebetween, and the drug concentration calculation unit detects from the first gamma ray information. The concentration of the drug is calculated using the third gamma ray information obtained by removing the second gamma ray information regarding the gamma ray of the predetermined energy detected at the same time in each of the containers.

ホウ素を含む薬剤が投与された被照射体に中性子線を照射すると、薬剤と中性子線との反応に伴うガンマ線と、別の要因に伴う成分を含むガンマ線とが発生する。中性子捕捉療法システムは、薬剤と中性子線との反応に伴うガンマ線の線量を利用して薬剤濃度を算出するが、別の要因に伴う成分を含むガンマ線は薬剤濃度の算出においてノイズになり得る。中性子捕捉療法システムにおいて、ノイズになり得るガンマ線の情報は、一対の検出器のそれぞれに対して同時時刻に入射した所定のエネルギーのガンマ線に関する第２のガンマ線情報として取得され、第１のガンマ線情報から除かれている。従って、第２のガンマ線情報が除かれた第３のガンマ線情報は、ノイズとなり得るガンマ線に関する情報が除かれている。そして、薬剤濃度算出部は、ノイズとなり得るガンマ線に関する情報が除かれた第３のガンマ線情報を利用して、薬剤の濃度を算出しているので、リアルタイム計測における薬剤濃度の算出精度を向上させることができる。 When an irradiated body to which a drug containing boron is administered is irradiated with neutrons, gamma rays accompanying the reaction between the drug and neutrons and gamma rays containing a component associated with another factor are generated. The neutron capture therapy system calculates the drug concentration by utilizing the dose of the gamma ray accompanying the reaction between the drug and the neutron ray, but the gamma ray including the component associated with another factor may become noise in the calculation of the drug concentration. In the neutron capture therapy system, the information of the gamma ray that may become noise is acquired as the second gamma ray information regarding the gamma ray of a predetermined energy which is incident on each of the pair of detectors at the same time, and is acquired from the first gamma ray information. Excluded. Therefore, the third gamma-ray information from which the second gamma-ray information has been removed does not include information about gamma-rays that may become noise. Then, the drug concentration calculating unit calculates the drug concentration by using the third gamma ray information from which the information about the gamma ray that may become noise is removed, so that the calculation accuracy of the drug concentration in the real-time measurement can be improved. You can

また、所定のエネルギーは、５１１ｋｅＶであり、第３のガンマ線情報は、４７８ｋｅＶのエネルギーを有するガンマ線に関する情報であってもよい。被照射体に中性子線が照射されると、被照射体内に取り込まれたホウ素と中性子線とが反応して、アルファ線及びリチウムが放出される。放出されたリチウムからは、エネルギーが４７８ｋｅＶであるガンマ線が放出される。従って、エネルギーが４７８ｋｅＶであるガンマ線の線量は、ホウ素を含む薬剤濃度に対応している。一方、被照射体に中性子線が照射されると、被照射体に含まれた粒子と中性子線との反応により電子及び陽電子が発生し、また、中性子線と粒子（水素、窒素等）との反応により生じる高エネルギー（１ＭｅＶ以上）のガンマ線と物質（被照射体や装置中の鉛等の構造物）との反応により電子及び陽電子が発生する。そして、これらの電子および陽電子の対消滅が生じる。この対消滅では、エネルギーが５１１ｋｅＶであるガンマ線が放出される。この対生成は、ホウ素とは別の粒子と中性子線とが反応して生じることもある。従って、エネルギーが５１１ｋｅＶであるガンマ線は、薬剤と中性子線との反応とは別の要因に伴う成分を含むため、エネルギーが５１１ｋｅＶであるガンマ線は、薬剤濃度を算出する場合にはノイズとなり得る。そこで、中性子捕捉療法システムでは、ノイズとなり得るエネルギーが５１１ｋｅＶであるガンマ線に関する情報を除き、薬剤と中性子線との反応に伴うエネルギーが４７８ｋｅＶであるガンマ線に関する情報を利用しているので、ホウ素を含む薬剤濃度の算出精度を向上させることができる。 The predetermined energy may be 511 keV, and the third gamma ray information may be information about gamma rays having an energy of 478 keV. When the irradiated body is irradiated with neutron rays, the boron taken into the irradiated body and the neutron rays react with each other to release alpha rays and lithium. Gamma rays having an energy of 478 keV are emitted from the emitted lithium. Thus, a gamma ray dose with an energy of 478 keV corresponds to a drug concentration containing boron. On the other hand, when the irradiated body is irradiated with neutrons, electrons and positrons are generated by the reaction between the particles contained in the irradiated body and the neutrons, and the neutrons and particles (hydrogen, nitrogen, etc.) Electrons and positrons are generated by the reaction between a high-energy (1 MeV or more) gamma ray generated by the reaction and a substance (a structure to be irradiated or a lead or the like in the apparatus). Then, pair annihilation of these electrons and positrons occurs. In this pair annihilation, gamma rays with an energy of 511 keV are emitted. This pair production may occur due to the reaction of a particle other than boron with a neutron beam. Therefore, the gamma ray having an energy of 511 keV includes a component associated with a factor other than the reaction between the drug and the neutron beam, and therefore the gamma ray having an energy of 511 keV can become noise when calculating the drug concentration. Therefore, since the neutron capture therapy system uses information on gamma rays having energy of 478 keV associated with the reaction between the drug and neutron rays, information on gamma rays having energy of 511 keV, which can be noise, is used. The calculation accuracy of the density can be improved.

また、ガンマ線情報取得部は、被照射体が配置される領域と検出器との間に配置されたコリメータを更に備えてもよい。このコリメータは、被照射体から放出されるガンマ線を透過し、被照射体に由来しないガンマ線を遮蔽する。従って、検出器から出力されるガンマ線情報の信号ノイズ比を高めることができる。 Further, the gamma ray information acquisition unit may further include a collimator arranged between the region where the irradiated body is arranged and the detector. This collimator transmits gamma rays emitted from the irradiated body and blocks gamma rays not originating from the irradiated body. Therefore, the signal noise ratio of the gamma ray information output from the detector can be increased.

本発明の別の形態は、ホウ素を含む薬剤が投与された被照射体へ中性子線を照射する中性子捕捉療法システムの制御方法であって、被照射体へ中性子線を照射する工程と、被照射体が配置される領域を挟んで対となる位置に設けられた一対の検出器を利用して、中性子線の照射により被照射体から放出されるガンマ線に関する第１のガンマ線情報を取得する工程と、第１のガンマ線情報から検出器のそれぞれで同時時刻に検出された所定のエネルギーのガンマ線に関する第２のガンマ線情報が除かれた第３のガンマ線情報を利用して、薬剤の濃度を算出する工程と、を有する。 Another aspect of the present invention is a method of controlling a neutron capture therapy system for irradiating a neutron beam to an irradiated object to which a drug containing boron is administered, the step of irradiating the irradiated object with a neutron beam, A step of acquiring first gamma ray information regarding gamma rays emitted from an irradiated object by irradiation of neutron rays by using a pair of detectors provided in paired positions with an area where the body is placed sandwiched; Calculating the concentration of the drug by using the third gamma ray information obtained by removing the second gamma ray information regarding the gamma rays of the predetermined energy detected by the detectors at the same time from the first gamma ray information. And have.

この制御方法によれば、中性子捕捉療法システムと同様に、リアルタイム計測におけるホウ素を含む薬剤濃度の算出精度を向上させることができる。 According to this control method, similarly to the neutron capture therapy system, the accuracy of calculating the concentration of the drug containing boron in real time measurement can be improved.

本発明によれば、ホウ素を含む薬剤濃度の算出精度の向上を図ることが可能な中性子捕捉療法システム及び当該システムの制御方法が提供される。 According to the present invention, there are provided a neutron capture therapy system and a control method of the system capable of improving the accuracy of calculating the concentration of a drug containing boron.

本発明の一実施形態の中性子捕捉療法システムを示す概略図である。It is a schematic diagram showing a neutron capture therapy system of one embodiment of the present invention. 本発明の一実施形態の中性子捕捉療法システムを示すブロック図である。It is a block diagram which shows the neutron capture therapy system of one Embodiment of this invention. 図１における薬剤濃度算出部を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the chemical|medical agent concentration calculation part in FIG. 本発明の一実施形態における中性子捕捉療法システムの制御方法の主要なステップを示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the main steps of the control method of the neutron capture therapy system in one Embodiment of this invention. 患者から放出されるガンマ線のスペクトルを示すグラフである。It is a graph which shows the spectrum of the gamma ray emitted from a patient. 変形例に係る中性子捕捉療法システムが備えるガンマ線情報取得部を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the gamma ray information acquisition part with which the neutron capture therapy system which concerns on a modification is equipped.

以下、添付図面を参照しながら本発明を実施するための形態を詳細に説明する。図面の説明において同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。 Hereinafter, embodiments for carrying out the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. In the description of the drawings, the same elements will be denoted by the same reference symbols, without redundant description.

図１に示される中性子捕捉療法システム１は、ホウ素中性子捕捉療法を用いたがん治療を行うシステムである。中性子捕捉療法システム１は、例えばホウ素（^１０Ｂ）を含む薬剤が投与された患者（被照射体）Ｍの腫瘍に中性子線Ｎを照射する。 The neutron capture therapy system 1 shown in FIG. 1 is a system for performing cancer treatment using boron neutron capture therapy. The neutron capture therapy system 1 irradiates a tumor of a patient (irradiated body) M to which a drug containing, for example, boron ( ¹⁰ B) is administered with a neutron beam N.

中性子捕捉療法システム１は、加速器２、ビーム輸送装置３、中性子線照射部４、及び薬剤投与部１７を備える。加速器２は例えばサイクロトロンである。加速器２は、水素イオン等の荷電粒子を加速して、陽子線（陽子ビーム）を荷電粒子線Ｐとして作り出す。ここで加速器２は、例えば、ビーム半径が４０ｍｍであり、６０ｋＷ（＝４０ＭｅＶ×２ｍＡ）の荷電粒子線Ｐを生成する能力を有する。なお、加速器２は、サイクロトロンに限られず、例えばシンクロトロン、シンクロサイクロトロン、ライナック等でもよい。 The neutron capture therapy system 1 includes an accelerator 2, a beam transport device 3, a neutron beam irradiation unit 4, and a drug administration unit 17. The accelerator 2 is, for example, a cyclotron. The accelerator 2 accelerates charged particles such as hydrogen ions to create a proton beam (proton beam) as a charged particle beam P. Here, the accelerator 2 has, for example, a beam radius of 40 mm and has an ability to generate a charged particle beam P of 60 kW (=40 MeV×2 mA). The accelerator 2 is not limited to the cyclotron, and may be, for example, a synchrotron, a synchrocyclotron, a linac, or the like.

加速器２から出射された荷電粒子線Ｐは、ビーム輸送装置３に導入される。ビーム輸送装置３は、ビームダクト５、四極電磁石６、電流モニタ７及び走査電磁石８を有する。ビームダクト５の一端側には加速器２が接続され、ビームダクト５の他端側には中性子線照射部４が接続される。荷電粒子線Ｐは、ビームダクト５内を通り、中性子線照射部４に向かって進行する。 The charged particle beam P emitted from the accelerator 2 is introduced into the beam transport device 3. The beam transportation device 3 has a beam duct 5, a quadrupole electromagnet 6, a current monitor 7 and a scanning electromagnet 8. The accelerator 2 is connected to one end of the beam duct 5, and the neutron beam irradiation unit 4 is connected to the other end of the beam duct 5. The charged particle beam P passes through the beam duct 5 and travels toward the neutron beam irradiation unit 4.

四極電磁石６は、ビームダクト５に沿って複数設けられ、電磁石を用いて荷電粒子線Ｐのビーム軸調整を行う。電流モニタ７は荷電粒子線Ｐの電流値（電荷、照射線量率）をリアルタイムで検出する。電流モニタ７には、荷電粒子線Ｐに影響を与えずに電流測定可能な非破壊型のＤＣＣＴ（DC Current Transformer）が用いられている。すなわち、電流モニタ７は、荷電粒子線Ｐに接触することなく（非接触で）、荷電粒子線Ｐの電流値を検出することができる。なお、「線量率」とは、単位時間当たりの線量を意味する。 A plurality of quadrupole electromagnets 6 are provided along the beam duct 5, and the beam axis of the charged particle beam P is adjusted using the electromagnets. The current monitor 7 detects the current value (charge, irradiation dose rate) of the charged particle beam P in real time. As the current monitor 7, a non-destructive DCCT (DC Current Transformer) capable of measuring the current without affecting the charged particle beam P is used. That is, the current monitor 7 can detect the current value of the charged particle beam P without contacting (without contacting) the charged particle beam P. The "dose rate" means the dose per unit time.

電流モニタ７は、具体的には、中性子線照射部４のターゲット９に照射される荷電粒子線Ｐの電流値を精度よく検出するため、四極電磁石６による影響を排除すべく、四極電磁石６より下流側（荷電粒子線Ｐの下流側）で走査電磁石８の直前に設けられている。すなわち、走査電磁石８はターゲット９に対して常時同じところに荷電粒子線Ｐが照射されないように走査するため、電流モニタ７を走査電磁石８よりも下流側に配設するには大型の電流モニタ７が必要となる。これに対し、電流モニタ７を走査電磁石８よりも上流側に設けることで、電流モニタ７を小型化することができる。 Specifically, the current monitor 7 accurately detects the current value of the charged particle beam P with which the target 9 of the neutron beam irradiation unit 4 is irradiated. Therefore, in order to eliminate the influence of the quadrupole electromagnet 6, It is provided on the downstream side (downstream side of the charged particle beam P) immediately before the scanning electromagnet 8. That is, since the scanning electromagnet 8 scans the target 9 so that the charged particle beam P is not always radiated to the same place, the current monitor 7 is large in size in order to arrange the current monitor 7 downstream of the scanning electromagnet 8. Is required. On the other hand, by providing the current monitor 7 on the upstream side of the scanning electromagnet 8, the current monitor 7 can be downsized.

走査電磁石８は、荷電粒子線Ｐを走査させ、ターゲット９に対する荷電粒子線Ｐの照射制御を行うものである。この走査電磁石８は、荷電粒子線Ｐのターゲット９に対する照射位置を制御する。 The scanning electromagnet 8 scans the charged particle beam P and controls the irradiation of the target 9 with the charged particle beam P. The scanning electromagnet 8 controls the irradiation position of the charged particle beam P on the target 9.

中性子線照射部４は、荷電粒子線Ｐがターゲット９に照射されることにより中性子線Ｎを発生させ、患者Ｍに向かって中性子線Ｎを出射する。中性子線照射部４は、ターゲット９、遮蔽体１０、減速材１１及びコリメータ１２を備えている。 The neutron beam irradiation unit 4 generates a neutron beam N by irradiating the target 9 with the charged particle beam P, and emits the neutron beam N toward the patient M. The neutron beam irradiation unit 4 includes a target 9, a shield 10, a moderator 11, and a collimator 12.

ターゲット９は、荷電粒子線Ｐの照射を受けて中性子線Ｎを生成する。ここでのターゲット９は、例えば、ベリリウム（Ｂｅ）、リチウム（Ｌｉ）、タンタル（Ｔａ）、又はタングステン（Ｗ）等により形成され、例えば直径１６０ｍｍの円板状を成している。ターゲット９は、円板状に限らず、他の固体形状でもよく、液状のもの（液体金属）を用いてもよい。 The target 9 receives the irradiation of the charged particle beam P and generates the neutron beam N. The target 9 here is formed of, for example, beryllium (Be), lithium (Li), tantalum (Ta), tungsten (W), or the like, and has a disc shape with a diameter of 160 mm, for example. The target 9 is not limited to a disc shape, and may be another solid shape, or a liquid one (liquid metal) may be used.

減速材１１は、ターゲット９で生成された中性子線Ｎを減速させて、中性子線Ｎのエネルギーを低下させるものである。減速材１１は、中性子線Ｎに含まれる速中性子を主に減速させる第１の減速材１１Ａと、中性子線Ｎに含まれる熱外中性子を主に減速させる第２の減速材１１Ｂと、からなる積層構造を有している。 The moderator 11 decelerates the neutron beam N generated by the target 9 and reduces the energy of the neutron beam N. The moderator 11 includes a first moderator 11A that mainly decelerates fast neutrons contained in the neutron beam N, and a second moderator 11B that mainly decelerates epithermal neutrons contained in the neutron beam N. It has a laminated structure.

遮蔽体１０は、発生させた中性子線Ｎ、当該中性子線Ｎの発生に伴ってターゲット９にて生じたガンマ線等の二次的な放射線、及び中性子線Ｎが減速材１１によって減速される際に減速材１１にて生じるガンマ線等の二次的な放射線を遮蔽し、これらの放射線が患者Ｍが居る照射室側へ放出されることを抑制する。遮蔽体１０は、減速材１１を囲むように設けられている。 When the shield 10 decelerates the generated neutron beam N, secondary radiation such as gamma rays generated at the target 9 along with the generation of the neutron beam N, and the neutron beam N by the moderator 11. Secondary radiation such as gamma rays generated by the moderator 11 is shielded, and these radiations are suppressed from being emitted to the irradiation room side where the patient M is. The shield 10 is provided so as to surround the moderator 11.

コリメータ１２は、中性子線Ｎの照射野を整形するものであり、中性子線Ｎが通過する開口１２ａを有する。コリメータ１２は、例えば中央に開口１２ａを有するブロック状の部材である。 The collimator 12 shapes the irradiation field of the neutron beam N and has an opening 12a through which the neutron beam N passes. The collimator 12 is, for example, a block-shaped member having an opening 12a in the center.

薬剤投与部１７は、患者Ｍへの中性子線Ｎの照射中に、患者Ｍへホウ素（^１０Ｂ）を含む薬剤を投与する。薬剤投与部１７は、ホウ素を含む薬剤を送り出す送出部と、患者へ指す針部と、送出部と針部とを接続してホウ素を含む薬剤を輸送する輸送部と、等を有する。中性子線Ｎとの反応により患者Ｍの体内のホウ素は減少するため、薬剤投与部１７は、中性子線Ｎの照射中に患者Ｍへホウ素を供給して補充する。 The drug administration unit 17 administers a drug containing boron ( ¹⁰ B) to the patient M during irradiation of the neutron beam N on the patient M. The drug administration unit 17 includes a delivery unit that delivers the drug containing boron, a needle portion that points to the patient, a transport unit that connects the delivery unit and the needle unit, and transports the drug containing boron. Since the amount of boron in the body of the patient M decreases due to the reaction with the neutron beam N, the drug administration unit 17 supplies boron to the patient M to replenish it during the irradiation of the neutron beam N.

中性子捕捉療法システム１は制御装置２０（図２参照）を備える。制御装置２０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）等から構成されており、中性子捕捉療法システム１を総合的に制御する電子制御ユニットである。 The neutron capture therapy system 1 includes a control device 20 (see FIG. 2). The control device 20 includes a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), a RAM (Random Access Memory), and the like, and is an electronic control unit that comprehensively controls the neutron capture therapy system 1.

中性子捕捉療法システム１は、ガンマ線情報取得部３０と、薬剤濃度算出部４０を更に備える。ガンマ線情報取得部３０は、患者Ｍから放出されるガンマ線に関する情報を取得する。薬剤濃度算出部４０は、当該情報を利用して、患者Ｍにおけるホウ素濃度（薬剤濃度）を算出する。これらガンマ線情報取得部３０及び薬剤濃度算出部４０は、単一エネルギーのガンマ線を測定して、ホウ素濃度の分布を測定するホウ素分布計測システム（ＰＧ（Ｐｒｏｍｐｔ−γ）−ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography））を構成する。 The neutron capture therapy system 1 further includes a gamma ray information acquisition unit 30 and a drug concentration calculation unit 40. The gamma ray information acquisition unit 30 acquires information about gamma rays emitted from the patient M. The drug concentration calculator 40 calculates the boron concentration (drug concentration) in the patient M using the information. The gamma ray information acquisition unit 30 and the drug concentration calculation unit 40 measure a single energy gamma ray to measure a boron concentration distribution (PG (Prompt-γ)-SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography). )) comprises.

ここで、患者Ｍから放出されるガンマ線について説明する。図５（ａ）及び図５（ｂ）は、中性子線Ｎを患者Ｍに照射したときに患者Ｍから放出されるガンマ線のスペクトルを示すグラフＡ１，Ａ２である。図５（ｂ）は、図５（ａ）のエリアＳを拡大したものである。図５（ａ）及び図５（ｂ）の横軸は、ガンマ線のエネルギーを示す。縦軸は単位時間に検出されたカウント数を示す。図５（ａ）に示されるように、患者Ｍに中性子線Ｎを照射した場合、互いにエネルギーが異なる複数の種類のガンマ線Ｇ１〜Ｇ５が放出される。これら複数の種類のガンマ線Ｇ１〜Ｇ５は、第１のガンマ線情報として示される。これらガンマ線Ｇ１〜Ｇ５のうち、本実施形態では、ガンマ線Ｇ１とガンマ線Ｇ２に注目する。なお、以下の説明において、患者Ｍから放出されるガンマ線Ｇ１〜Ｇ５を、ガンマ線Ｇと記載する。 Here, gamma rays emitted from the patient M will be described. 5A and 5B are graphs A1 and A2 showing the spectrum of the gamma rays emitted from the patient M when the patient M is irradiated with the neutron beam N. FIG. 5(b) is an enlarged view of the area S of FIG. 5(a). The horizontal axes of FIGS. 5A and 5B represent gamma ray energy. The vertical axis represents the number of counts detected per unit time. As shown in FIG. 5A, when the patient M is irradiated with the neutron beam N, a plurality of types of gamma rays G1 to G5 having different energies are emitted. These plural types of gamma rays G1 to G5 are indicated as first gamma ray information. Of these gamma rays G1 to G5, the gamma ray G1 and the gamma ray G2 are focused in this embodiment. In the following description, the gamma rays G1 to G5 emitted from the patient M will be referred to as gamma rays G.

ガンマ線Ｇ１は、エネルギーが４７８ｋｅＶであり、ホウ素（薬剤）と中性子との反応により生じる。具体的には、ホウ素と中性子線Ｎとが反応すると、アルファ線及びリチウムが放出される。放出されたリチウムは励起状態であり、この励起状態から基底状態へ遷移するときに、エネルギーが４７８ｋｅＶであるガンマ線が放出される。このガンマ線Ｇ１に関する情報は、第３のガンマ線情報として示される。 The gamma ray G1 has an energy of 478 keV and is generated by a reaction between boron (a drug) and neutrons. Specifically, when boron reacts with neutron ray N, alpha rays and lithium are emitted. The emitted lithium is in an excited state, and when transitioning from this excited state to the ground state, gamma rays having an energy of 478 keV are emitted. The information about this gamma ray G1 is shown as the third gamma ray information.

ガンマ線Ｇ２は、エネルギーが５１１ｋｅＶである。ガンマ線Ｇ１（４７８ｋｅＶ）の近傍に存在する。ガンマ線Ｇ２は、一対のガンマ線であり、その進行方法は互いに逆方向（１８０度）であり、５１１ｋｅＶのエネルギーを有する。このガンマ線Ｇ２に関する情報は、第２のガンマ線情報として示される。このガンマ線Ｇ２は、２つの発生機構が考えられている。まず、第１に、粒子（原子核）と中性子等の反応により生じるβ＋崩壊に伴う陽電子に起因するものがある。この場合において、粒子と中性子等との反応は、いずれの元素における原子核が対象になるのか不明である。もう一つは、ガンマ線と物質(被照射体、鉛等の構成物)との相互作用で対生成された陽電子に起因するものである。この場合のガンマ線は、中性子と粒子（水素、窒素等）の反応によって発生し、１ＭｅＶ以上のエネルギーを有する。この発生機構は、ガンマ線に起因するものであり、物質のあるところではどこでも発生し得る。 The energy of the gamma ray G2 is 511 keV. It exists near the gamma ray G1 (478 keV). The gamma rays G2 are a pair of gamma rays, which travel in mutually opposite directions (180 degrees) and have an energy of 511 keV. The information on the gamma ray G2 is shown as second gamma ray information. Two generation mechanisms of this gamma ray G2 are considered. First, there is a positron caused by β+ decay caused by a reaction between particles (atomic nuclei) and neutrons. In this case, it is unclear in which element the atomic nuclei are targeted for the reaction between the particles and neutrons. The other is due to positrons that are pair-generated by the interaction between gamma rays and substances (irradiated objects, constituents such as lead). The gamma rays in this case are generated by the reaction between neutrons and particles (hydrogen, nitrogen, etc.) and have energy of 1 MeV or more. This generation mechanism is due to gamma rays and can occur anywhere in matter.

図１に示されるように、ガンマ線情報取得部３０は、薬剤濃度算出部４０と接続され、取得した第１のガンマ線情報を薬剤濃度算出部４０に出力する。ガンマ線情報取得部３０は、一対の検出器３１ａ，３１ｂと、コリメータ３２と、を有する。検出器３１ａ，３１ｂは、ガンマ線Ｇを検出した時に、パルス信号のような計数が可能な信号を出力するものであり、シンチレータ、電離箱、その他様々なガンマ線検出機器を使用することができる。検出器３１ａ，３１ｂは、患者Ｍが配置される領域Ｒを挟むように、患者Ｍの腫瘍の近傍おいて配置されている。例えば、検出器３１から患者Ｍまでの距離は、４０ｃｍ程度である。そして、検出器３１ａ，３１ｂは、コリメータ１２の開口１２ａの中心軸線周りに所定の速度で回転可能に構成されている。 As shown in FIG. 1, the gamma ray information acquisition unit 30 is connected to the drug concentration calculation unit 40 and outputs the acquired first gamma ray information to the drug concentration calculation unit 40. The gamma ray information acquisition unit 30 has a pair of detectors 31a and 31b and a collimator 32. The detectors 31a and 31b output a countable signal such as a pulse signal when the gamma ray G is detected, and a scintillator, an ionization chamber, and various other gamma ray detecting devices can be used. The detectors 31a and 31b are arranged near the tumor of the patient M so as to sandwich the region R where the patient M is arranged. For example, the distance from the detector 31 to the patient M is about 40 cm. The detectors 31a and 31b are configured to be rotatable around the central axis of the opening 12a of the collimator 12 at a predetermined speed.

コリメータ３２は、患者Ｍが配置される領域Ｒと検出器３１ａとの間に配置され、検出器３１ａとの相対的な位置関係を維持しつつ、検出器３１ａと共に回転可能な構成を有する。従って、患者Ｍから放出されたガンマ線Ｇは、コリメータ３２を介して検出器３１ａに入射する。コリメータ３２は、患者Ｍに由来しないノイズとなり得るバックグラウンドのガンマ線が検出器３１ａに入射することを抑制する。コリメータ３２は、鉛板により形成された本体と、本体に設けられた複数の細孔と、を有する。細孔は、患者Ｍから検出器３１に向かう方向に沿って、本体を貫通する。なお、コリメータ３２は、複数の細孔を有する構成に限定されることはなく、検出器３１ａに対するバックグラウンドのガンマ線の入射を抑制し得える種々の構成を採用し得る。例えば、コリメータ３２は、いわゆるピンホールタイプと呼ばれる構成を有するものであってもよい。 The collimator 32 is arranged between the region R in which the patient M is arranged and the detector 31a, and has a configuration capable of rotating together with the detector 31a while maintaining the relative positional relationship with the detector 31a. Therefore, the gamma ray G emitted from the patient M enters the detector 31 a via the collimator 32. The collimator 32 suppresses the background gamma ray that may be noise that does not originate from the patient M from entering the detector 31a. The collimator 32 has a main body formed of a lead plate and a plurality of pores provided in the main body. The pores penetrate the body along the direction from the patient M to the detector 31. The collimator 32 is not limited to the configuration having a plurality of pores, and various configurations capable of suppressing the incidence of the background gamma ray on the detector 31a can be adopted. For example, the collimator 32 may have a so-called pinhole type configuration.

薬剤濃度算出部４０は、中性子線Ｎの照射中に患者Ｍの体内におけるホウ素濃度をリアルタイムで測定する。薬剤濃度算出部４０は、中性子線Ｎとホウ素との反応で生じるガンマ線Ｇ１（４７８ｋｅｖ）に関する情報（第３のガンマ線情報）を利用して、ホウ素濃度を算出する。図３に示されるように、薬剤濃度算出部４０は、同時計数回路４１、ノイズ判定部４２、カウンタ４３及び濃度演算部４４を有する。 The drug concentration calculator 40 measures the boron concentration in the body of the patient M in real time during the irradiation of the neutron beam N. The chemical|medical agent density|concentration calculation part 40 calculates a boron density|concentration using the information (3rd gamma ray information) regarding the gamma ray G1 (478 kev) produced by the reaction of the neutron ray N and boron. As shown in FIG. 3, the drug concentration calculation unit 40 includes a coincidence counting circuit 41, a noise determination unit 42, a counter 43, and a concentration calculation unit 44.

同時計数回路４１は、２個の入力端子４１ａ，４１ｂを有し、入力端子４１ａ，４１ｂの両方へ同時時刻に信号が入力されたときに信号を出力する回路である。ここでいう「同時時刻」とは、厳密な同時時刻に限られることはなく、予め設定された期間内（例えば、１０^−８秒間）に入力端子４１ａ，４１ｂの両方へ信号が入力された場合も含む。同時計数回路４１の入力端子４１ａには検出器３１ａが接続され、入力端子４１ｂには検出器３１ｂが接続される。そして、同時計数回路４１は、入力端子４１ａ，４１ｂのそれぞれに検出器３１ａ，３１ｂから同時に信号が入力されたとき、信号をノイズ判定部４２へ出力する。入力端子４１ａ，４１ｂのいずれか一方に信号が入力されたとき、換言すると、それぞれの入力端子４１ａ，４１ｂへの信号の入力が同時と判定されないときには、信号を出力しない。同時計数回路４１から出力される信号は、検出器３１ａ，３１ｂで検出されたガンマ線Ｇが、対消滅により発生したガンマ線Ｇ２（５１１ｋｅＶ）であることを示す。 The coincidence counting circuit 41 is a circuit that has two input terminals 41a and 41b and outputs a signal when signals are input to both of the input terminals 41a and 41b at the same time. The "simultaneous time" here is not limited to a strict simultaneous time, and when signals are input to both the input terminals 41a and 41b within a preset period (for example, ^10-8 seconds). Including. The detector 31a is connected to the input terminal 41a of the coincidence counting circuit 41, and the detector 31b is connected to the input terminal 41b. Then, the coincidence counting circuit 41 outputs a signal to the noise determination unit 42 when signals are simultaneously input from the detectors 31a and 31b to the input terminals 41a and 41b, respectively. When a signal is input to one of the input terminals 41a and 41b, in other words, when it is not determined that the signals are input to the input terminals 41a and 41b at the same time, no signal is output. The signal output from the coincidence counting circuit 41 indicates that the gamma ray G detected by the detectors 31a and 31b is the gamma ray G2 (511 keV) generated by the pair annihilation.

ノイズ判定部４２は、検出器３１ａ，３１ｂと、同時計数回路４１と、カウンタ４３とに接続されている。ノイズ判定部４２は、同時計数回路４１から出力された信号を利用して、検出器３１ａ，３１ｂから入力されたガンマ線信号の取捨選択を行う。ノイズ判定部４２は、検出器３１ａ，３１ｂからガンマ線信号が入力され、且つ、同時計数回路４１から信号が入力されたとき、検出器３１ａ，３１ｂから入力されたガンマ線信号はノイズであると判定し、当該ガンマ線信号を無視する。すなわち、ノイズ判定部４２は、同時計数回路４１から出力された信号及びガンマ線信号の入力に対して、何らの信号も出力しない。一方、ノイズ判定部４２は、検出器３１ａ，３１ｂの何れか一方からガンマ線信号が入力され、同時計数回路４１から信号が出力されないとき、当該ガンマ線信号を無視しない。すなわち、ノイズ判定部４２は、検出器３１ａ，３１ｂの何れか一方に入力されたガンマ線信号をカウンタ４３に出力する。 The noise determination unit 42 is connected to the detectors 31a and 31b, the coincidence counting circuit 41, and the counter 43. The noise determination unit 42 uses the signal output from the coincidence counting circuit 41 to select the gamma ray signals input from the detectors 31a and 31b. When the gamma ray signals are input from the detectors 31a and 31b and the signal is input from the coincidence counting circuit 41, the noise determination unit 42 determines that the gamma ray signals input from the detectors 31a and 31b are noise. , Ignore the gamma ray signal. That is, the noise determination unit 42 does not output any signal in response to the input of the signal output from the coincidence counting circuit 41 and the gamma ray signal. On the other hand, the noise determination unit 42 does not ignore the gamma ray signal when the gamma ray signal is input from one of the detectors 31a and 31b and the signal is not output from the coincidence counting circuit 41. That is, the noise determination unit 42 outputs the gamma ray signal input to one of the detectors 31 a and 31 b to the counter 43.

カウンタ４３は、ノイズ判定部４２と、濃度演算部４４に接続されている。カウンタ４３は、ノイズ判定部４２から出力されたガンマ線信号の数を数える。そして、所定期間ごとに、カウンタ４３は、ガンマ線信号に含まれたエネルギーと、当該エネルギーにおけるカウント数との組み合わせを出力する。 The counter 43 is connected to the noise determination unit 42 and the density calculation unit 44. The counter 43 counts the number of gamma ray signals output from the noise determination unit 42. Then, for each predetermined period, the counter 43 outputs a combination of the energy included in the gamma ray signal and the count number of the energy.

濃度演算部４４は、カウンタ４３から定期的に出力される情報を利用して、ホウ素濃度を算出する。例えば、濃度演算部４４は、ガンマ線信号に含まれたエネルギー値と、当該エネルギーにおけるカウント数とを含む複数の組み合わせデータから、ガンマ線スペクトル（図５参照）を算出する。そして、当該スペクトルにおいて、ガンマ線Ｇ１（４７８ｋｅＶ）をピークとする所定のエネルギ帯域の積分値（線量）を得る。この積分値を利用して、ホウ素濃度を算出する。そして、濃度演算部４４は、ホウ素濃度を制御装置２０に出力する。 The concentration calculator 44 calculates the boron concentration by using the information periodically output from the counter 43. For example, the concentration calculator 44 calculates a gamma ray spectrum (see FIG. 5) from a plurality of combination data including the energy value included in the gamma ray signal and the count number of the energy. Then, in the spectrum, an integrated value (dose) of a predetermined energy band having a peak of the gamma ray G1 (478 keV) is obtained. The boron concentration is calculated using this integrated value. Then, the concentration calculation unit 44 outputs the boron concentration to the control device 20.

次に、図４に示すフローチャートを参照しつつ、中性子捕捉療法システム１の動作について説明する。 Next, the operation of the neutron capture therapy system 1 will be described with reference to the flowchart shown in FIG.

はじめに、薬剤投与部１７からホウ素を含む薬剤の投与が開始される（工程Ｓ１）。続いて、中性子線照射部４から中性子線Ｎの照射が開始される（工程Ｓ２）。中性子線Ｎの照射中において、患者Ｍのがん細胞に取り込まれたホウ素と中性子線Ｎとが反応して、検出対象であるガンマ線Ｇ１（４７８ｋｅＶ）が放出される。また、中性子線Ｎの照射中において、除去対象であるガンマ線Ｇ２（５１１ｋｅＶ）が放出される。中性子捕捉療法システム１のガンマ線情報取得部３０は、これらガンマ線Ｇ１，Ｇ２を含むガンマ線Ｇに関する第１のガンマ線情報を取得する（工程Ｓ３）。ガンマ線情報は、同時計数回路４１及びノイズ判定部４２に出力される。 First, administration of the drug containing boron is started from the drug administration unit 17 (step S1). Then, irradiation of the neutron beam N is started from the neutron beam irradiation part 4 (process S2). During the irradiation of the neutron beam N, the boron taken into the cancer cells of the patient M reacts with the neutron beam N, and the gamma ray G1 (478 keV) to be detected is emitted. Further, during irradiation with the neutron beam N, the gamma ray G2 (511 keV) to be removed is emitted. The gamma ray information acquisition part 30 of the neutron capture therapy system 1 acquires the 1st gamma ray information regarding the gamma ray G containing these gamma rays G1 and G2 (process S3). The gamma ray information is output to the coincidence counting circuit 41 and the noise determination unit 42.

続いて、同時計数回路４１からノイズ判定部４２へ信号が出力されたか否かを判定する（工程Ｓ４）。ここで、信号が出力された場合、取得されたガンマ線情報は、一対のガンマ線Ｇ２（５１１ｅｋＶ）を示すことがわかる。一方、信号が出力されない場合、取得されたガンマ線情報は、ガンマ線Ｇ１（４７８ｋｅＶ）、或いはガンマ線Ｇ３〜Ｇ５を示すことがわかる。以下、取得されたガンマ線情報が、ガンマ線Ｇ２（５１１ｅｋＶ）を示す場合と、ガンマ線Ｇ１（４７８ｅｋＶ）を示す場合と、について個々に説明する。 Then, it is determined whether or not a signal is output from the coincidence counting circuit 41 to the noise determination unit 42 (step S4). Here, when a signal is output, it can be seen that the acquired gamma ray information indicates a pair of gamma rays G2 (511 ekV). On the other hand, when no signal is output, it can be seen that the acquired gamma ray information indicates the gamma ray G1 (478 keV) or the gamma rays G3 to G5. Hereinafter, the case where the acquired gamma ray information indicates the gamma ray G2 (511 ekV) and the case where the obtained gamma ray information indicates the gamma ray G1 (478 ekV) will be individually described.

＜ガンマ線Ｇ２（５１１ｅｋＶ）である場合：工程Ｓ４：ＹＥＳ＞
電子と陽電子の対消滅により、一対のガンマ線Ｇ２（５１１ｋｅＶ）が発生すると、一方が検出器３１ａに入射すると共に、他方が検出器３１ｂに入射する。ガンマ線Ｇ２の入射により、検出器３１ａ，３１ｂのそれぞれから、ガンマ線情報が同時計数回路４１に同時時刻に入力される。続いて、同時計数回路４１から出力信号がノイズ判定部４２へ出力される。続いて、ノイズ判定部４２は、当該信号に基づいて（工程Ｓ４：ＹＥＳ）、検出器３１ａ，３１ｂから出力されたガンマ線信号が一対のガンマ線Ｇ２を示すものと判定する。そして、ノイズ判定部４２は、検出器３１ａ，３１ｂから出力されたガンマ線信号を無視し（工程Ｓ５）、再び工程Ｓ３，Ｓ４を実施する。 <In case of gamma ray G2 (511 ekV): step S4: YES>
When a pair of gamma rays G2 (511 keV) is generated due to pair annihilation of electrons and positrons, one enters the detector 31a and the other enters the detector 31b. Due to the incidence of the gamma ray G2, gamma ray information is input to the coincidence counting circuit 41 from each of the detectors 31a and 31b at the same time. Then, the output signal from the coincidence counting circuit 41 is output to the noise determination unit 42. Subsequently, the noise determination unit 42 determines that the gamma ray signals output from the detectors 31a and 31b indicate a pair of gamma rays G2 based on the signal (step S4: YES). Then, the noise determination unit 42 ignores the gamma ray signals output from the detectors 31a and 31b (step S5), and performs steps S3 and S4 again.

＜ガンマ線Ｇ１（４７８ｋｅＶ）である場合：工程Ｓ４：ＮＯ＞
ホウ素と中性子とが反応してガンマ線Ｇ１（４７８ｋｅＶ）が発生すると、ガンマ線Ｇ１は、例えば、一方の検出器３１ａだけに入射する。ガンマ線Ｇ１の入射により、検出器３１ａから、ガンマ線情報が同時計数回路４１に入力される。この場合には、同時計数回路４１から信号は出力されず、当該信号がノイズ判定部４２へ出力されない。続いて、ノイズ判定部４２は、同時計数回路４１から信号が入力されないこと基づいて（工程Ｓ４：ＮＯ）、検出器３１ａから出力されたガンマ線信号が検出対象であるガンマ線Ｇ１を示す情報であると判定する。そして、ノイズ判定部４２は、ガンマ線情報をカウンタ４３に出力する（工程Ｓ６）。 <In case of gamma ray G1 (478 keV): Step S4: NO>
When the gamma ray G1 (478 keV) is generated by the reaction between boron and neutrons, the gamma ray G1 is incident on only one detector 31a, for example. When the gamma ray G1 is incident, the gamma ray information is input to the coincidence counting circuit 41 from the detector 31a. In this case, no signal is output from the coincidence counting circuit 41, and the signal is not output to the noise determination unit 42. Subsequently, the noise determination unit 42 determines that the gamma ray signal output from the detector 31a is information indicating the gamma ray G1 to be detected based on the fact that no signal is input from the coincidence counting circuit 41 (step S4: NO). judge. Then, the noise determination unit 42 outputs the gamma ray information to the counter 43 (step S6).

続いて、カウンタ４３は、カウント数ｎを１だけ増加させる（工程Ｓ７）。続いて、薬剤濃度算出部４０は、所定時間が経過したか否かを判定する（工程Ｓ８）。所定時間経過していない場合には（工程Ｓ８：ＮＯ）、再び工程Ｓ３〜Ｓ８を実施する。所定時間経過した場合には（工程Ｓ８：ＹＥＳ）、カウント数ｎとガンマ線情報（エネルギー値）を濃度演算部４４に出力する（工程Ｓ９）。続いて、濃度演算部４４は、カウント数ｎとガンマ線情報とにより得られるガンマ線スペクトルを利用して、ホウ素濃度を算出する（工程Ｓ１０）。続いて、薬剤濃度算出部４０は、中性子線Ｎの照射が終了したか否かを判定する（工程Ｓ１１）。照射が終了していない場合には（工程Ｓ１１：ＮＯ）、カウント数ｎを初期化（ｎ＝０）し（工程Ｓ１２）、再び工程Ｓ３〜Ｓ１１を実施する。照射が完了した場合には、ホウ素濃度の算出処理を停止する（工程Ｓ１３）。 Then, the counter 43 increments the count number n by 1 (step S7). Subsequently, the drug concentration calculator 40 determines whether or not a predetermined time has passed (step S8). When the predetermined time has not elapsed (step S8: NO), steps S3 to S8 are performed again. When the predetermined time has elapsed (step S8: YES), the count number n and the gamma ray information (energy value) are output to the concentration calculator 44 (step S9). Subsequently, the concentration calculator 44 calculates the boron concentration using the gamma ray spectrum obtained from the count number n and the gamma ray information (step S10). Subsequently, the drug concentration calculation unit 40 determines whether or not the irradiation of the neutron beam N is completed (step S11). When the irradiation is not completed (step S11: NO), the count number n is initialized (n=0) (step S12), and steps S3 to S11 are performed again. When the irradiation is completed, the calculation process of the boron concentration is stopped (step S13).

次に中性子捕捉療法システム１の作用効果について説明する。 Next, the function and effect of the neutron capture therapy system 1 will be described.

ホウ素を含む薬剤が投与された患者Ｍに中性子線Ｎを照射すると、ホウ素と中性子線との反応に伴うガンマ線Ｇ１（４７８ｋｅＶ）と、別の要因に伴う成分を含むガンマ線Ｇ２（５１１ｋｅＶ）とが発生する。中性子捕捉療法システム１は、ホウ素と中性子線との反応に伴うガンマ線Ｇ１の線量を利用してホウ素濃度を算出するが、別の要因に伴う成分を含むガンマ線Ｇ２はホウ素濃度の算出においてノイズになり得る。中性子捕捉療法システム１において、ノイズになり得るガンマ線Ｇ２の情報は、一対の検出器３１ａ，３１ｂのそれぞれに対して同時時刻に入射した所定のエネルギー（５１１ｋｅＶ）のガンマ線Ｇ２に関する第２のガンマ線情報として取得され、第１のガンマ線情報から除かれている。従って、第２のガンマ線情報が除かれた第３のガンマ線情報は、ノイズとなり得るガンマ線Ｇ２に関する情報が除かれている。そして、薬剤濃度算出部４０は、ノイズとなり得るガンマ線Ｇ２に関する情報が除かれた第３のガンマ線情報を利用して、ホウ素濃度を算出している。従って、中性子捕捉療法システム１及び中性子捕捉療法システムの制御方法によれば、リアルタイム計測におけるホウ素濃度の算出精度を向上させることができる。 When a patient M administered with a drug containing boron is irradiated with a neutron beam N, a gamma ray G1 (478 keV) accompanying the reaction between boron and the neutron beam and a gamma ray G2 (511 keV) containing a component associated with another factor are generated. To do. The neutron capture therapy system 1 calculates the boron concentration by using the dose of the gamma ray G1 that accompanies the reaction between boron and neutron rays, but the gamma ray G2 including a component associated with another factor becomes noise in the calculation of the boron concentration. obtain. In the neutron capture therapy system 1, the information of the gamma ray G2 that may become noise is the second gamma ray information regarding the gamma ray G2 of the predetermined energy (511 keV) incident on the pair of detectors 31a and 31b at the same time. Acquired and excluded from the first gamma ray information. Therefore, the third gamma ray information from which the second gamma ray information has been removed excludes the information about the gamma ray G2 that may become noise. Then, the drug concentration calculation unit 40 calculates the boron concentration by using the third gamma ray information from which the information about the gamma ray G2 that may become noise is removed. Therefore, according to the neutron capture therapy system 1 and the control method of the neutron capture therapy system, the calculation accuracy of the boron concentration in the real-time measurement can be improved.

より具体的には、図５（ｂ）に示されるように、ホウ素濃度を算出するためのガンマ線Ｇ１（４７８ｋｅＶ）の近傍には、ノイズとなり得るガンマ線Ｇ２（５１１ｋｅＶ）が存在する。ガンマ線Ｇ２は、β＋崩壊で生成された陽電子、或いは、ガンマ線と物質との相互作用で対生成された陽電子に起因する。β＋崩壊で生成される陽電子は、ホウ素との中性子との反応では発生しないため、ノイズになり得る。また、ガンマ線と物質との相互作用で対生成された陽電子は、物質のあるところではどこでも発生し得る。そうすると、ホウ素と中性子との反応により対生成された陽電子よりも、ホウ素以外の物質との中性子との反応により対生成された陽電子の方が多くなると考えられるので、ノイズになり得る。従って、ガンマ線Ｇ２のカウント数は、ガンマ線Ｇ１のカウント数よりも極端に大きくなり（グラフＡ１参照）、ガンマ線Ｇ１の裾野にガンマ線Ｇ２の裾野が重複する。 More specifically, as shown in FIG. 5B, a gamma ray G2 (511 keV) that may be noise exists near the gamma ray G1 (478 keV) for calculating the boron concentration. The gamma ray G2 is caused by a positron produced by β+ decay or a positron produced by pairing due to the interaction between the gamma ray and the substance. Positrons generated in β+ decay do not occur in the reaction of boron with neutrons and can therefore be noise. Further, the positron pair-generated by the interaction between the gamma ray and the substance can be generated anywhere in the substance. Then, it is considered that the number of positrons pair-produced by the reaction of a substance other than boron with the neutrons is larger than the number of positrons pair-produced by the reaction of boron and neutrons, which may cause noise. Therefore, the count number of the gamma ray G2 becomes extremely larger than the count number of the gamma ray G1 (see the graph A1), and the foot of the gamma ray G2 overlaps the foot of the gamma ray G1.

ガンマ線Ｇ１の裾野にガンマ線Ｇ２の裾野が重複するような測定結果から、カウント数が小さいガンマ線Ｇ１のピークを信号処理によって精度良く抽出することが難しい。中性子捕捉療法システム１によれば、ガンマ線Ｇ２に関するガンマ線情報は、薬剤濃度算出部４０のノイズ判定部４２により無視される。従って、図５（ｂ）に示されるように、カウント数のピークを小さくすることが可能になる。カウント数の大きさと、裾野の拡がりとは所定の関係があるので、カウント数のピークが小さくなると、裾野の拡がりも狭くなる。従って、ガンマ線Ｇ１のカウント数を示すピークを精度良く抽出することが可能になるので、ホウ素濃度の算出精度を向上させることができる。なお、検出器３１は、所定の計数効率でガンマ線Ｇを検出する。そうすると、一対のガンマ線Ｇ２が放出された場合に、一方の検出器３１ａでは検出されるが、他方の検出器３１ｂでは検出されない場合が起こり得る。その場合には、ガンマ線Ｇ２はノイズとして残ることになる。 It is difficult to accurately extract the peak of the gamma ray G1 having a small count by signal processing from the measurement result in which the foot of the gamma ray G1 overlaps the foot of the gamma ray G1. According to the neutron capture therapy system 1, the gamma ray information regarding the gamma ray G2 is ignored by the noise determination unit 42 of the drug concentration calculation unit 40. Therefore, as shown in FIG. 5B, it is possible to reduce the peak of the count number. Since the size of the count number and the spread of the skirt have a predetermined relationship, the spread of the skirt becomes narrower as the peak of the count number becomes smaller. Therefore, the peak indicating the count number of the gamma ray G1 can be accurately extracted, and the calculation accuracy of the boron concentration can be improved. The detector 31 detects the gamma ray G with a predetermined counting efficiency. Then, when a pair of gamma rays G2 is emitted, there may be a case where one of the detectors 31a detects it but the other detector 31b does not detect it. In that case, the gamma ray G2 remains as noise.

また、所定のエネルギーは、５１１ｋｅＶであり、第３のガンマ線情報は、４７８ｋｅＶのエネルギーを有するガンマ線Ｇ１に関する情報である。患者Ｍに中性子線Ｎが照射されると、患者Ｍの体内に取り込まれたホウ素と中性子線Ｎとが反応して、アルファ線及びリチウムが放出される。放出されたリチウムからは、エネルギーが４７８ｋｅＶであるガンマ線Ｇ１が放出される。従って、エネルギーが４７８ｋｅＶであるガンマ線Ｇ１の線量は、ホウ素濃度に対応している。一方、患者Ｍに中性子線Ｎが照射されると、患者Ｍの体内に含まれた粒子と中性子線Ｎとの反応により電子及び陽電子が発生し、また、中性子線と粒子（水素、窒素等）との反応により生じる高エネルギー（１ＭｅＶ以上）のガンマ線と物質（被照射体や装置中の鉛等の構造物）との反応により電子及び陽電子が発生する。そして、これらの電子および陽電子の対消滅が生じる。この対消滅では、エネルギーが５１１ｋｅＶであるガンマ線Ｇ２が放出される。この対生成は、ホウ素とは別の粒子と中性子線Ｎとが反応して生じることもある。従って、エネルギーが５１１ｋｅＶであるガンマ線Ｇ２はホウ素と中性子線との反応とは別の要因に伴う成分を含むため、エネルギーが５１１ｋｅＶであるガンマ線Ｇ２は、ホウ素濃度を算出する場合にはノイズとなり得る。従って、中性子捕捉療法システム１では、ノイズとなり得るエネルギーが５１１ｋｅＶであるガンマ線Ｇ２に関する情報を除き、ホウ素と中性子線との反応に伴うエネルギーが４７８ｋｅＶであるガンマ線Ｇ１に関する情報を利用しているので、ホウ素濃度の算出精度を向上させることができる。 The predetermined energy is 511 keV, and the third gamma ray information is information on the gamma ray G1 having an energy of 478 keV. When the patient M is irradiated with the neutron ray N, the boron taken into the body of the patient M and the neutron ray N react with each other to release alpha rays and lithium. Gamma rays G1 having energy of 478 keV are emitted from the emitted lithium. Therefore, the dose of the gamma ray G1 having energy of 478 keV corresponds to the boron concentration. On the other hand, when the patient M is irradiated with the neutron beam N, electrons and positrons are generated by the reaction between the particles contained in the body of the patient M and the neutron beam N, and the neutron beam and particles (hydrogen, nitrogen, etc.) Electrons and positrons are generated by the reaction of a high-energy (1 MeV or more) gamma ray generated by the reaction with a substance (a structure such as lead in the irradiation target or the device) with a gamma ray. Then, pair annihilation of these electrons and positrons occurs. In this pair annihilation, a gamma ray G2 having an energy of 511 keV is emitted. This pair production may occur due to the reaction of particles other than boron with the neutron beam N. Therefore, the gamma ray G2 having an energy of 511 keV includes a component associated with a factor other than the reaction between boron and a neutron beam, and thus the gamma ray G2 having an energy of 511 keV can be noise when calculating the boron concentration. Therefore, since the neutron capture therapy system 1 uses information on the gamma ray G1 whose energy associated with the reaction between boron and neutron rays is 478 keV, except for the information on the gamma ray G2 whose energy that can be noise is 511 keV. The calculation accuracy of the density can be improved.

ガンマ線情報取得部３０は、患者Ｍが配置される領域Ｒと検出器３１ａとの間に配置されたコリメータ３２を更に備える。このコリメータ３２は、患者Ｍの体内から放出されるガンマ線Ｇ１〜Ｇ５を透過し、患者Ｍに由来しないガンマ線を遮蔽する。従って、検出器３１ａから出力されるガンマ線情報の信号ノイズ比を高めることができる。 The gamma ray information acquisition unit 30 further includes a collimator 32 arranged between the region R in which the patient M is arranged and the detector 31a. The collimator 32 transmits gamma rays G1 to G5 emitted from the body of the patient M and shields gamma rays not originating from the patient M. Therefore, the signal noise ratio of the gamma ray information output from the detector 31a can be increased.

本発明は、前述した実施形態に限定されず、本発明の要旨を逸脱しない範囲で下記のような種々の変形が可能である。 The present invention is not limited to the embodiments described above, and various modifications as described below are possible without departing from the scope of the present invention.

例えば、図６に示されるように、ガンマ線情報取得部４０Ａは、患者Ｍが配置される領域Ｒを取り囲むように配置された複数の検出器３３及び複数のコリメータ３４を備えていてもよい。この構成によれば、検出器３３及びコリメータ３４を回転させる構成が不要になるので、ガンマ線情報取得部４０Ａの構成を簡易にできる。 For example, as shown in FIG. 6, the gamma ray information acquisition unit 40A may include a plurality of detectors 33 and a plurality of collimators 34 arranged so as to surround the region R in which the patient M is arranged. According to this configuration, the configuration for rotating the detector 33 and the collimator 34 is not necessary, so that the configuration of the gamma ray information acquisition unit 40A can be simplified.

また、中性子捕捉療法システム１は、中性子線検出部を備えていてもよい。中性子線検出部は、中性子線照射部４による中性子線Ｎの照射中に患者Ｍに照射される中性子線Ｎをリアルタイムで測定するためのものである。中性子線検出部は、例えばコリメータ１２の開口１２ａを通過する中性子線Ｎをリアルタイムで検出する。中性子線検出部は、シンチレータ及び光検出器を有する。シンチレータは、入射した放射線（中性子線Ｎ、ガンマ線）を光に変換する蛍光体である。シンチレータは、入射した放射線の線量に応じて内部結晶が励起状態となり、シンチレーション光を発生させる。シンチレータとして、６Ｌｉガラスシンチレータ、ＬｉＣＡＦシンチレータ、６ＬｉＦを塗布したプラスチックシンチレータ、６ＬｉＦ／ＺｎＳシンチレータ等を使用することができる。光検出器は、シンチレータで発生した光を検出する。光検出器としては、例えば光電子増倍管や光電管など各種の光検出機器を採用することができる。光検出器は、光検出時に電気信号（検出信号）を制御装置２０に出力する。 In addition, the neutron capture therapy system 1 may include a neutron beam detector. The neutron beam detection unit is for measuring the neutron beam N with which the patient M is irradiated during the irradiation of the neutron beam N by the neutron beam irradiation unit 4 in real time. The neutron beam detector detects, for example, the neutron beam N passing through the opening 12a of the collimator 12 in real time. The neutron beam detector has a scintillator and a photodetector. The scintillator is a phosphor that converts incident radiation (neutron ray N, gamma ray) into light. In the scintillator, the internal crystal is in an excited state according to the incident radiation dose, and scintillation light is generated. As the scintillator, a 6Li glass scintillator, a LiCAF scintillator, a plastic scintillator coated with 6LiF, a 6LiF/ZnS scintillator, or the like can be used. The photodetector detects the light generated by the scintillator. As the photodetector, various photodetection devices such as a photomultiplier tube and a phototube can be adopted. The photodetector outputs an electric signal (detection signal) to the control device 20 when detecting light.

また、中性子捕捉療法システム１の制御装置２０は、ホウ素濃度制御部を備えていてもよい。制御装置２０は、治療計画に関する情報中のホウ素濃度分布の設定値と薬剤濃度算出部４０で算出したホウ素濃度の実測値とを対比し、双方が一致又は所定の差の範囲内に収まるか否かを判定する。例えば、治療計画に関する情報中のホウ素濃度分布の設定値と薬剤濃度算出部４０で測定したホウ素濃度の実測値との差が判定閾値以上である場合には、所定の差の範囲内に収まらないと判定する。なお、ホウ素濃度分布は２次元又は３次元の所定の空間中の分布データであるため、当該空間を複数の範囲に区切り、区切った範囲ごとにホウ素濃度の設定値とホウ素濃度の実測値とを対比する。制御装置２０は、対比した結果、中性子線Ｎの線量の実測値及びホウ素濃度分布の実測値が治療計画通り（又は治療計画から所定の差の範囲内に収まる）と判定した場合には、そのまま中性子線Ｎの照射を続けさせる。一方、中性子線Ｎの線量の実測値及びホウ素濃度分布の実測値が治療通りではない（又は治療計画から所定の差の範囲内に収まらない）と判定した場合には、薬剤投与部１７からのホウ素の投与の調整又は中性子線Ｎの照射の調整を行う。 Further, the control device 20 of the neutron capture therapy system 1 may include a boron concentration control unit. The control device 20 compares the set value of the boron concentration distribution in the information regarding the treatment plan with the actual measurement value of the boron concentration calculated by the drug concentration calculation unit 40, and determines whether both match or fall within a predetermined difference range. To determine. For example, if the difference between the set value of the boron concentration distribution in the information about the treatment plan and the actual measured value of the boron concentration measured by the drug concentration calculation unit 40 is equal to or greater than the determination threshold value, it does not fall within the predetermined difference range. To determine. Since the boron concentration distribution is distribution data in a predetermined two-dimensional or three-dimensional space, the space is divided into a plurality of ranges, and the set value of the boron concentration and the actual measured value of the boron concentration are divided into each of the divided ranges. To contrast. When the control device 20 determines that the actual measurement value of the dose of the neutron beam N and the actual measurement value of the boron concentration distribution are in accordance with the treatment plan (or within the range of a predetermined difference from the treatment plan) as a result of comparison, the control device 20 does not change. Irradiation of neutron beam N is continued. On the other hand, when it is determined that the actual measurement value of the dose of the neutron beam N and the actual measurement value of the boron concentration distribution are not according to the treatment (or do not fall within the predetermined difference from the treatment plan), Adjustment of boron administration or irradiation of neutron beam N is performed.

１…中性子捕捉療法システム、４…中性子線照射部、１７…薬剤投与部、２０…制御装置、３０…ガンマ線情報取得部、３１ａ，３１ｂ…検出器、３２…コリメータ、４０…薬剤濃度算出部、４１…同時計数回路、４２…ノイズ判定部、４３…カウンタ、４４…濃度演算部、Ｇ１…ガンマ線（４７８ｋｅＶ）、Ｇ２…ガンマ線（５１１ｋｅＶ）、Ｍ…患者（被照射体）、Ｎ…中性子線、Ｒ…患者が配置される領域。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1... Neutron capture therapy system, 4... Neutron irradiation part, 17... Drug administration part, 20... Control device, 30... Gamma ray information acquisition part, 31a, 31b... Detector, 32... Collimator, 40... Drug concentration calculation part, 41... Simultaneous counting circuit, 42... Noise determination section, 43... Counter, 44... Concentration calculation section, G1... Gamma ray (478 keV), G2... Gamma ray (511 keV), M... Patient (irradiated body), N... Neutron ray, R: Area where the patient is placed.

Claims

A neutron capture therapy system for irradiating a neutron beam to an irradiated object to which a drug containing boron is administered,
A neutron beam irradiation unit for irradiating the neutron beam to the irradiated body,
A gamma ray information acquisition unit that acquires first gamma ray information relating to gamma rays emitted from the irradiation target by the irradiation of the neutron rays;
A drug concentration calculator that calculates the concentration of the drug in the irradiated body using the first gamma ray information;
The gamma ray information acquisition unit has a pair of detectors provided at a pair of positions with an area in which the irradiated body is disposed sandwiched therebetween,
The drug concentration calculation unit uses the third gamma ray information obtained by removing the second gamma ray information regarding the gamma rays of predetermined energy detected by the detectors at the same time from the first gamma ray information. A neutron capture therapy system for calculating the concentration of the drug.

The predetermined energy is 511 keV,
The neutron capture therapy system according to claim 1, wherein the third gamma ray information is information on gamma rays having an energy of 478 keV.

The neutron capture therapy system according to claim 1 or 2, wherein the gamma ray information acquisition unit further includes a collimator arranged between the region in which the irradiated body is arranged and the detector.

A control method for neutron capture therapy system for morphism leaving the neutron beam,
The control device of the neutron capture therapy system controls the accelerator and the beam transport device of the neutron capture therapy system, the charged particles generated by the accelerator is incident on the neutron beam irradiation unit of the neutron capture therapy system, the neutron A step of emitting the neutron beam due to the charged particles that the radiation irradiating unit has entered ,
A step of acquiring first gamma ray information regarding gamma rays emitted from the irradiated body by using a pair of detectors provided at a pair of positions sandwiching a region where the irradiated body is arranged;
Using the third gamma ray information obtained by subtracting the second gamma ray information relating to the gamma rays of a predetermined energy detected at the same time by each of the detectors from the first gamma ray information, the concentration of the drug containing boron And a method of controlling the neutron capture therapy system, comprising: