JP3017771B2

JP3017771B2 - 放射線検出器

Info

Publication number: JP3017771B2
Application number: JP12270790A
Authority: JP
Inventors: 正一五反田
Original assignee: Olympus Optic Co Ltd
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1990-05-10
Filing date: 1990-05-10
Publication date: 2000-03-13
Anticipated expiration: 2015-03-13
Also published as: JPH0417865A

Description

【発明の詳細な説明】［産業上の利用分野］本発明は、放射線発生源に対する指向性を強くし、放
射線発生源の位置を正確に確認できるようにした放射線
検出器に関する。

［従来の技術］近年、体腔内に細長の挿入部を挿入することにより、
体腔内臓器等を観察したり、必要に応じて処置具チャン
ネル内に挿通した処置具を用いて各種治療処置のできる
内視鏡が広く用いられている。

ところで、癌の発見，診断の手段として、癌細胞に特
異的に集結する物質を放射性物質でマークし、癌細胞か
ら発する放射線を検出して、癌の存在、浸潤範囲、或い
は転移等を発見することが行われている。

従来は、例えば実公昭47−5168号公報に示されるよう
に、経内視鏡的に、γ線等の放射線検出センサを体内に
導き、癌の存在を検出し診断していた。また、癌に特異
的に集結する物質としては、F₁₈でマークされた癌抗体
等が用いられている。

また、深部癌やリンパ節転移等の位置を確認するた
め、広い光学的視野を確認し、且つタングステン等のコ
リメータを用いて放射線視野を限定することにより内視
鏡像において放射線発生源の位置を容易に検知できるよ
うにした放射線検出内視鏡が実開平２−17687号公報に
示されている。

この公報では、被写体より放出される放射線はコリメ
ータによって入射角度を規制されて放射線検出素子（例
えばシンチレーションクリスタル）入射するので、比較
的小さな病変部の位置を見極めるのが容易である。

［発明が解決しようとする課題］しかしながら、より早期の癌を検出する等のために、
より微小な組織の検出を可能にすべく、放射線の入射角
度をさらに規制して放射線発生源に対する指向特性をさ
らに鋭くする必要がある。

しかし、コリメータのみによる放射線入射角度規制方
式には限度がある。その理由は、タングステン等によ
るコリメータの遮蔽は完全ではなく、放射線の一部はコ
リメータを突き抜けてしまう。入射角度をより規制す
るために、コリメータを厚くすると、光学像を得るため
の開口も小さくなり、また開口を大きくしようとすると
挿入部が大型化してしまう。

本発明は、上記の問題に鑑み、より小さな病変部の位
置を正確に知るために、比較的簡単な構成で、放射線に
対する指向性を高めた放射線検出器を提供することを目
的とするものである。

［課題を解決するための手段］本発明による放射線検出器は、特定方向の指向性を有
するための第１の開口部、前記第１の開口部より入射す
る放射線により発光する第１のシンチレータ、この第１
のシンチレータからの光を伝達する第１の光伝達手段、
および伝達された光を電気信号に変換する第１の光電変
換器とから成る第１の放射線検出手段と、前記第１の開口部の近傍の、前記第１の開口部の指向
性の軸方向とは異なる方向に設けられた前記第１の開口
部と異なる指向性を有する第２の開口部、前記第２の開
口部より入射する放射線により発光する第２のシンチレ
ータ、この第２のシンチレータからの光を伝達する第２
の光伝達手段、および伝達された光を電気信号に変換す
る第２の光電変換器とから成る第２の放射線検出手段
と、前記第１の放射線検出手段の電気信号から前記第２の
放射線検出手段の電気信号を減算し、前記特定方向の放
射線検出信号を得る減算手段とを具備したことを特徴と
する。

［作用］特定の方向の指向性を有する第１の放射線検出手段に
より得られた電気信号から、第１の放射線検出手段とは
異なる軸方向の指向性を有する第２の放射線検出手段に
より得られた電気信号を、減算手段により減算する。こ
れにより、第１の放射線検出手段と第２の放射線検出手
段で同時に検出される放射線を、目的とする方向外の成
分として除くことができる。

［実施例］実施例について図面を参照して説明する。

第１図は本発明の第１の実施例の放射線検出器の先端
部を示す断面図、第２図は第１図の先端面の平面図、第
３図は検出信号の処理回路を示すブロック図である。

第１図において、放射線検出器１の先端部には、鉛等
の放射線減衰材料から成り、正面側に開口2aを有する筒
状のコリメータ２が配設されており、また側面側には開
口3aを有する筒状のコリメータ３が配設されている。コ
リメータ２内には、開口2aと同軸に放射線の入射により
発光するシンチレータ４が設けられ、またコリメータ３
内には、開口3aと同軸に放射線の入射により発光するシ
ンチレータ５が設けられている。シンチレータ4,5から
発せられた光A,Bは、それぞれ光ファイバー6,7を通して
光電変換器9,10（第３図参照）に導かれる。なお、光フ
ァイバー6,7の周囲は遮光部材８で覆ってある。

第１図に示すように、斜め前方から来る放射線Ｓに対
しては、シンチレータ4,5が発光し、光ファイバー6,7で
光電変換器9,10まで導かれる。正面方向から来る放射線
Ｆに対しては、シンチレータ４のみが発光し、シンチレ
ータ５はコリメータ３によって正面方向を遮蔽されてい
るため、発光しない。

第３図において、光電変換器９で変換された電気信号
は移相器11を経てバランスボリューム13の一端に入り、
また光電変換器10で変換された電気信号は反転アンプ12
で極性反転された後移相器14を経てバランスボリューム
13の他端に入る。バランスボリューム13で移相器11,14
からの２つの信号が加算される。移相器11,14は、加算
される２つの信号のキャンセルしたい信号成分の時間軸
方向のずれを補正するものであり、バランスボリューム
13はキャンセルしたい信号成分の振幅のずれを補正する
ものである。バランスボリューム13の摺動点に得られる
加算信号は抵抗15の両端に加えられ、信号処理回路16に
て放射線量が検出され、表示器17に表示される。

いま、正面方向から放射線Ｆが入り、ほんの少し遅れ
て（例えば1/1000000秒）斜め前方から放射線Ｓが入っ
た場合について、第３図の回路の動作を各部の信号波形
（ａ），（ｂ），（ｂ′）を用いて説明する。ｔは時間
を示す。

この時の光電変換器９の出力波形は（ａ）に示すよう
になり、放射線F,Sに対応した電気信号が得られる。光
電変換器10の出力波形は（ｂ）に示すようになり、放射
線Ｓに対応した電気信号のみが得られる。出力波形
（ｂ）は反転アンプ12を経て（ｂ′）に示すような反転
波形となる。（ａ），（ｂ′）の波形は移相器11,14と
バランスボリューム13で時間軸及び振幅のずれが補正さ
れて加算され、抵抗15の両端に（ａ），（ｂ′）の加算
した波形（ｃ）が得られる。

つまり、（ｃ）＝（ａ）＋（ｂ′）＝Ｆ＋Ｓ−Ｓ＝Ｆ
これは、斜め方向ら入射される放射線が打ち消され正面
方向のみの放射線が検出されることを意味する。

第４図は本発明の第２の実施例を示す分解斜視図、第
５図は第４図の断面図である。

この実施例は、放射線検出器と内視鏡の光学系と組み
合わせたものである。内視鏡の光学系は被写体像を収束
するレンズ21と、このレンズ21による光像を図示しない
固体撮像素子に伝送する光ファイバ22とで構成される。
なお、レンズ21は遮光性を有するキャップ23に取り付け
られており、キャップ23は放射線検出器本体に対して着
脱可能とされている。そして、正面方向の指向性を有す
る第１のシンチレータ４が、内視鏡の光学系を中心に筒
状に周設されており、この筒状のシンチレータ４の後方
には光ファイバ６が連接している。内視鏡の光学系の周
囲と、シンチレータ４及び光ファイバ６との境界には、
遮光部材24が配設されている。更に、第１のシンチレー
タ４及び光ファイバ６の外周囲には、放射線の入射角を
規制するためのコリメータ２を介在して、側面方向の指
向性を有する第２のシンチレータ５及びこれに連接する
光ファイバ７が円筒状に周設され、更にその外周囲に外
筒を構成するように遮光部材８が形成されている。遮光
部材８の先端側の外周囲には、前記キャップ３の内周面
に設けたねじ部（図示せず）に螺合するねじ部25が形成
されている。放射線の検出回路は第１の実施例と同様に
第３図である。Ａは第１のシンチレータ４から発した光
であり、Ｂは第２のシンチレータ５から発した光であ
る。

この第２の実施例においても、第１の実施例と同様に
第３図の回路出力は正面方向に対して鋭い指向性を持つ
ようになる。

第６図は第４図及び第５図の放射線検出器を内視鏡シ
ステムに組み込んだ放射線検出内視鏡の一実施例を示す
構成図である。

第６図において、内視鏡40は、細長で例えば可撓性を
有する挿入部41を備え、この挿入部41の後端に太径の操
作部42が連設されている。前記操作部42からは、側方に
可撓性のユニバーサルコード43が延設され、このユニバ
ーサルコード43の先端にコネクタ44が設けられている。
そして、前記内視鏡40は、前記コネクタ44を介して、ビ
デオ処理装置30に接続されるようになっている。

前記挿入部41の先端部45には、中心にレンズ系21があ
り、このレンズ系21の後端に光ファイバ22が配設されて
いる。レンズ系21の周囲には遮光部材を介して正面方向
の指向性を有した第１のシンチレータ４が配設され、こ
のシンチレータ４の周囲にはコリメータ２を介在して側
面方向の指向性を有した第２のシンチレータ５が配設さ
れている。第1,第２のシンチレータ4,5にはそれぞれ光
ファイバ6,7が連接している。

レンズ系21を通した被写体像は光ファイバ２を通過し
て半導体撮像素子、例えばCCD31の撮像面に結像する。
このCCD31の撮像面には、Ｒ（赤）,G（緑）,B（青）等
の各色透過フィルタをモザイク状等に配列した図示しな
いカラーフィルタアレイが設けられている。

また、前記挿入部41内には、ライトガイド46が挿通さ
れ、このライトガイド46の先端面は、前記先端部45の先
端面において、前記レンズ系21の視野方向と略同方向に
向けて配置されている。前記ライトガイド46の基部側
は、前記ユニバーサルコード43内に挿通されて、前記コ
ネクタ44に接続されている。また、前記挿入部41内に
は、処置具チャンネル47が形成され、この処置具チャン
ネル47の先端側は前記先端部45の先端面で開口している
と共に、基部側は前記操作部42の側方で開口して挿入口
48が形成されている。なお、図中、符号49は体腔内壁、
50は癌を示している。

一方、前記ビデオ処理装置30は、電源51によって電力
が供給されるランプ52を備えている。前記ランプ52の前
方には、集光レンズ53が配設され、前記ランプ52から出
射された照明光は、前記集光レンズ53で集光されて、前
記ライトガイド46の入射端に入射するようになってい
る。

また、前記ビデオ処理装置30内には、ビデオ信号処理
回路32が設けられ、前記CCD31からの撮像信号は、前記
ビデオ信号処理回路32に供給されるようになっている。
このビデオ信号処理回路32は、前記CCD31を駆動すると
共に、前記CCD31の出力信号を映像信号処理するように
なっている。

前記ビデオ信号処理回路32で生成される映像信号は、
フレームメモリ33に記憶された後、加算回路34を経てCR
Tディスプレイ54に入力され、このCRTディスプレイ54に
被写体像が表示されるようになっている。

一方、第１のシンチレータ４から光ファイバ６を通し
て導出された光は光電変換器９で電気信号に変換され、
メモリ35に記憶された後、演算器37の一方の入力端に入
力される。また、第２のシンチレータ５から光ファイバ
７を通して導出された光は光電変換器10で電気信号に変
換され、メモリ36に記憶された後、演算器37のもう一方
の入力端に入力される。演算器37では、メモリ35からの
信号とメモリ36からの信号を減算し、この減算した信号
をコンパレータ38に入力するようになっている。このコ
ンパレータ38は、演算器37の出力信号を所定のレベルと
比較するようになっている。また、コンパレータ38の出
力信号は、キャラクタジェネレータ39に入力されるよう
になっている。キャラクタジェネレータ39は、前記コン
パレータ38から所定のレベル以上であることを示す信号
が入力された際に、所定のキャラクタ55を発生し、この
キャラクタ55を前記加算回路34に送出するようになって
いる。前記キャラクタジェネレータ39の発生するキャラ
クタ55は、例えば、放射線の視野56の癌50を含む範囲を
示す円になっており、前記CRTディスプレイ54の表示画
面中に、放射線の視野56に対応する位置に表示されるよ
うになっている。なお、符号57は第１のシンチレータ４
による放射線の視野を示しており、符号56は第1,第２の
シンチレータ4,5の検出信号の減算によって得られる特
定方向に指向性を持った放射線の視野を示している。

次に、本実施例の動作について説明する。

本実施例の内視鏡40を用いて、癌の検査を行う場合に
は、検査前の所定の時期に、ラジオアイソトープでマー
クした癌抗体や癌に集まりやすい（癌は活性度が高
い。）デオキシグルコース等を、静脈注射等によって体
内に注入する。癌50には、これらの試薬が集結し、この
癌50からは、放射線、例えばγ線が放出される。

シンチレータ4,5に放射線が入射し、演算器37から正
面指向性の強い検出信号が出力されると、コンパレータ
38の出力がハイレベルになる。このコンパレータ38の出
力は、キャラクタジェネレータ39に入力され、このキャ
ラクタジェネレータ39は、前記コンパレータ38の出力が
ハイレベルであるときに、所定のキャラクタ55を発生
し、加算器34に送出する。そして、キャラクタジェネレ
ータ39の発生するキャラクタ55は、例えば、前記放射線
の視野56の範囲を示す円になっており、このキャラクタ
55は、前記CRTディスプレイ54の表示画面中に、前記放
射線の視野56に対応する位置に表示される。従って、こ
のキャラクタ55によって癌50が少なくとも放射線の視野
角度56内にあることを検知することができる。このキャ
ラクタ55の表示は、例えば数フレームから数秒の単位で
表示するのが好ましいが、表示時間は任意で良い。

このように本実施例では、放射線発生源に対する指向
性を鋭くすることができ、小さな病変部の位置を正確に
知ることができる。

更に、内視鏡診断では発見が困難な微小癌において
も、放射線を検出することにより、その存在位置を正確
に確認でき、癌の診断性能が向上し、また、経験の少な
い医師であっても癌を発見することができる。

尚、第６図の実施例では、イメージガイド22の後端部
にCCD31を配設しているが、この構成に代えてイメージ
ガイド22の先端部（即ち、レンズ系21の結像位置）にCC
D31を配設する構成としてもよいことは勿論である。

また、カラー撮像方式としては、CCD11の前面にカラ
ーフィルタアレイを設けた同時式に限らず、照明光をR,
G,B等に順次切り換える面順次式であっても良い。

尚、第６図の実施例において、癌50の位置をキャラク
タ55で表示するのは、放射線をレンズ等で結像できない
構造であるためである。従って、本実施例によって放射
線の視野角度56を限定することにより、キャラクタ55を
CRTディスプレイ54の表示画面中の正確な位置に表示さ
せることができる。

［発明の効果］以上説明したように本発明によれば、放射線発生源に
対する指向特性をより鋭くすることができるので、小さ
な病変部の位置の確認を正確に行うことができる。

【図面の簡単な説明】

第１図乃至第３図は本発明の第１の実施例に係り、第１
図は放射線検出器の先端部を示す断面図、第２図は第１
図の先端面の平面図、第３図は検出信号の処理回路を示
すブロック図、第４図及び第５図は本発明の第２の実施
例に係り、第４図は内視鏡の光学系と組み合わせた放射
線検出器の先端部を示す分解斜視図、第５図は第４図の
断面図、第６図は第４図及び第５図の放射線検出器を内
視鏡システムに組み込んだ放射線検出内視鏡の一実施例
を示す構成図である。１……放射線検出器、2,3……コリメータ 2a,3a……開口、4,5……シンチレータ 6,7……光ファイバ、9,10……光電変換器 12……反転アンプ、11,14……移相器

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) G01T 1/20 G01T 1/161 G01T 1/00

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】特定方向の指向性を有するための第１の開
口部、前記第１の開口部より入射する放射線により発光
する第１のシンチレータ、この第１のシンチレータから
の光を伝達する第１の光伝達手段、および伝達された光
を電気信号に変換する第１の光電変換器とから成る第１
の放射線検出手段と、前記第１の開口部の近傍の、前記第１の開口部の指向性
の軸方向とは異なる方向に設けられた前記第１の開口部
と異なる指向性を有する第２の開口部、前記第２の開口
部より入射する放射線により発光する第２のシンチレー
タ、この第２のシンチレータからの光を伝達する第２の
光伝達手段、および伝達された光を電気信号に変換する
第２の光電変換器とから成る第２の放射線検出手段と、前記第１の放射線検出手段の電気信号から前記第２の放
射線検出手段の電気信号を減算し、前記特定方向の放射
線検出信号を得る減算手段と、を具備したことを特徴とする放射線検出器。