JPH04132987A - Radiation detecting probe - Google Patents
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- JPH04132987A JPH04132987A JP2256173A JP25617390A JPH04132987A JP H04132987 A JPH04132987 A JP H04132987A JP 2256173 A JP2256173 A JP 2256173A JP 25617390 A JP25617390 A JP 25617390A JP H04132987 A JPH04132987 A JP H04132987A
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は複数の放射線検出ブロックを用いて放射線を検
出する放射線検出プローブに関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Industrial Application Field] The present invention relates to a radiation detection probe that detects radiation using a plurality of radiation detection blocks.
［従来技術］
従来、放射線検出プローブは、γ線などの放射線を検出
するために用いられ、放射線が入射すると、蛍光を発す
るシンチレータの周囲にタングステン等、放射線遮蔽機
能の高い材料によって製作されたコリメータを配置して
、指向性のある放射線検出を行うようにしていた。[Prior Art] Conventionally, radiation detection probes are used to detect radiation such as gamma rays, and a collimator made of a material with a high radiation shielding function, such as tungsten, is placed around a scintillator that emits fluorescence when radiation is incident. were placed to perform directional radiation detection.
上記コリメータによって、シンチレータへの放射線入射
方向が規制され、放射線の発生源の方向を検知できる。The collimator regulates the direction of radiation incidence on the scintillator, making it possible to detect the direction of the radiation source.
上記コリメータについては、特願平２−１２２７０７号
とか実願乎２−４８８８２号等の実施例に示されている
。Examples of the above-mentioned collimator are shown in Japanese Patent Application No. 2-122707 and Utility Model Application No. 2-48882.
［発明が解決しようとする問題点］
従来の方法では、放射線を遮蔽する為に、コリメータは
ある程度の体Ｍ（厚さ）が必要となる。[Problems to be Solved by the Invention] In the conventional method, the collimator needs a certain amount of body M (thickness) in order to shield radiation.
この為、コリメータを有する放射線検出プローブ先端部
が大径化してしまい、内視鏡チャンネルとか体腔内への
挿入性が悪くなり、また細い管腔への挿入が困難になっ
た。For this reason, the diameter of the tip of the radiation detection probe having a collimator has increased, making it difficult to insert into an endoscope channel or a body cavity, and also making it difficult to insert into a narrow lumen.
本発明は上述した点にかんがみてなされたもので、コリ
メータを設けることなく、放射線の入射方向を検知でき
、体腔内等への挿入に適する細径化を可能とする放射線
検出プローブを提供することを目的とする。The present invention has been made in view of the above-mentioned points, and it is an object of the present invention to provide a radiation detection probe that can detect the direction of incidence of radiation without providing a collimator and that can be made thin enough to be inserted into a body cavity. With the goal.
［問題点を解決する手段及び作用］
本発明では、放射線検出による発光波長が異なる複数の
シンチレーションクリスタルと、これら複数のシンチレ
ーションクリスタルに一端面が対向して配設されたライ
トガイドファイバと、該ライトガイドファイバの他端面
に配設され、前記発光波長別で光電変換する光電変換手
段とからなることにより、前記光電変換手段の出力をカ
ウンタに入力して、それぞれのカウント出力からコリメ
ータを用いることなく、放射線の入射方向を検出できる
ようにしている。[Means and effects for solving the problems] The present invention includes a plurality of scintillation crystals emitting different wavelengths of light emitted by radiation detection, a light guide fiber disposed with one end face facing the plurality of scintillation crystals, and the light guide fiber. By comprising a photoelectric conversion means disposed on the other end surface of the guide fiber and performing photoelectric conversion for each of the emission wavelengths, the output of the photoelectric conversion means can be inputted to a counter and each count output can be used without using a collimator. , the direction of incidence of radiation can be detected.
［実施例コ 以下、図面を参照して本発明を具体的に説明する。[Example code] Hereinafter, the present invention will be specifically described with reference to the drawings.
第１図ないし第３図は本発明の第１実施例に係り、第１
図は第１実施例の放射線検出プローブを示し、第２図は
信号検出系の構成を示し、第３図は内視鏡のチャンネル
を挿通した使用例を示す。Figures 1 to 3 relate to the first embodiment of the present invention.
The figure shows the radiation detection probe of the first embodiment, FIG. 2 shows the configuration of the signal detection system, and FIG. 3 shows an example of use in which the probe is inserted through a channel of an endoscope.
第１図に示すように第１実施例の放射線検出プローブ１
は、先端に複数の放射線検出センサとして例えば４種類
のシンチレーションクリスタル２ａ、２ｂ、２ｃ、２ｄ
を有している。これらのシンチレーションクリスタル２
ａ、２ｂ、２ｃ、２ｄは、例えばＢＧＯ，ＣＷＯ，Ｎａ
Ｉ、Ｃｓ Ｉ等で形成され、γ線等の放射線が入射する
と、それぞれ異なる波長の蛍光を発するようにしている
。As shown in FIG. 1, the radiation detection probe 1 of the first embodiment
For example, four types of scintillation crystals 2a, 2b, 2c, 2d are installed as a plurality of radiation detection sensors at the tip.
have. These scintillation crystals 2
a, 2b, 2c, 2d are, for example, BGO, CWO, Na
They are made of I, Cs I, etc., and each emit fluorescence of a different wavelength when radiation such as gamma rays is incident thereon.
上記シンチレーションクリスタル２ａ、２ｂ２ｃ、２ｄ
は、円柱を４分割したような形状であって、それぞれ同
じ体積、表面積を有している。The above scintillation crystals 2a, 2b2c, 2d
is shaped like a cylinder divided into four parts, each having the same volume and surface area.
これらシンチレーションクリスタル２ａ、２ｂ。These scintillation crystals 2a, 2b.
２ｃ、２ｄは、−点鎖線で示すように薄いアル製のキャ
ップ３によって覆われ、一方（先端）の端面及び側面は
遮光されており、他方（後端）の端面にはライトガイド
ファイバ４の先端面がオプティカルセメント等を使用し
て、光学接合されている。2c and 2d are covered with a thin aluminum cap 3 as shown by the dashed line, one (tip) end face and side face are shielded from light, and the other (rear end) end face is covered with a light guide fiber 4. The distal end surface is optically bonded using optical cement or the like.
上記ライトガイドファイバ４の後端は、波長分割可能な
光電変換器５に接続されている。The rear end of the light guide fiber 4 is connected to a wavelength-dividable photoelectric converter 5.
この光電変換器５の出力信号は、信号ケーブル６を介し
て信号カウント表示器７に伝送され、シンチレーション
クリスタル２ａ、２ｂ、２ｃ、２ｄで検出した放射線の
検出回数に応じたカウント数が表示される。The output signal of this photoelectric converter 5 is transmitted to a signal count display 7 via a signal cable 6, and a count number corresponding to the number of times of detection of radiation detected by the scintillation crystals 2a, 2b, 2c, and 2d is displayed. .
上記光電変換器５は、第２図に示すように、フィルタ８
ａ、８ｂ、８ｃ、８ｄと、各フィルタ８ａ、８ｂ、８ｃ
、８ｄを通した光を光電変換するフォトセンサ９ａ、９
ｂ、９ｃ、９ｄ （第２図では９ｃ、９ｄのみ示す、）
とから構成されている。The photoelectric converter 5 includes a filter 8 as shown in FIG.
a, 8b, 8c, 8d and each filter 8a, 8b, 8c
, 8d, photosensors 9a, 9 photoelectrically convert the light passed through them.
b, 9c, 9d (Only 9c and 9d are shown in Figure 2)
It is composed of.
又、信号カウント表示器７は、フォトセンサ９ａ、９ｂ
、９ｃ、９ｄをそれぞれ波形整形して２値化する２値化
回路１１ａ、ｌｌｂ、ｌｌｃ、１１ｄと、２値化された
信号をカウントするカウンタ１２ａ、１２ｂ、１２ｃ、
１２ｄと、カウンタ出力を表示する表示器１３ａ、１３
ｂ、１３ｃ。Further, the signal count display 7 includes photosensors 9a and 9b.
, 9c, and 9d, and counters 12a, 12b, 12c, and
12d, and indicators 13a and 13 that display the counter output.
b, 13c.
１３ｄとから構成されている。13d.
このように構成された第１実施例を、第３図に示すよう
に内視鏡２１のチャンネル内を挿通して使用する動作を
以下に説明する。The operation of using the first embodiment thus configured by inserting it into the channel of the endoscope 21 as shown in FIG. 3 will be described below.
この内視鏡２１は、細長の挿入部２２と、この挿入部２
２の後端に連設して形成された大幅の操作部２３と、こ
の操作部２３の後端に形成された接眼部２４と、操作部
２３の側部から延出されたライトガイドケーブル２５と
から構成され、操作部２３には挿入部２２の先端部２６
の後端に隣接する湾曲部２７を湾曲するための湾曲ノブ
２８と、挿入部２２内に形成されたチャンネルへの挿入
口２９とが設けである。This endoscope 21 includes an elongated insertion section 22 and an elongated insertion section 22.
2, an eyepiece section 24 formed at the rear end of the operating section 23, and a light guide cable extending from the side of the operating section 23. 25, and the operating section 23 has a distal end 26 of the insertion section 22.
A bending knob 28 for bending the bending portion 27 adjacent the rear end and an insertion opening 29 into a channel formed within the insertion portion 22 are provided.
この内視鏡２１の挿入口２９からチャンネル内に第１実
施例の放射線検出プローブ１の先端側を挿入することに
より、第３図に示すように放射線検出センサ部分を先端
部２６の前方に突出することができ、放射線検出プロー
ブ１の先端のキャップ３を内視鏡２１による観察視野内
に入れることができる。By inserting the distal end of the radiation detection probe 1 of the first embodiment into the channel through the insertion port 29 of the endoscope 21, the radiation detection sensor portion protrudes forward of the distal end 26 as shown in FIG. The cap 3 at the tip of the radiation detection probe 1 can be placed within the field of view of the endoscope 21.
このキャップ３は、内部にある４種のシンチレーション
クリスタル２ａ、２ｂ、２ｃ、２ｄの位置が分るように
色分けとか印が付けである。This cap 3 is color-coded or marked so that the positions of the four types of scintillation crystals 2a, 2b, 2c, and 2d inside can be identified.
そして、内視鏡２１が挿入されな管腔等を経て、放射線
検出プローブ１の先端側を患部と思われる部位に接近し
、その部位から発生する放射線を検出できるようにする
。The distal end of the radiation detection probe 1 is then brought close to a suspected diseased area through a lumen or the like into which the endoscope 21 is inserted, so that radiation generated from that area can be detected.
患部と思われる部位が放射線を発する場合には、放射線
検出センサを構成するシンチレーションクリスタル２ａ
、２ｂ、２ｃ、２ｄに入射された放射線の入射回数に応
じて、各シンチレーションクリスタル２ａ、２ｂ、２ｃ
、２ｄが蛍光を発する。If the area thought to be the affected area emits radiation, the scintillation crystal 2a constituting the radiation detection sensor
, 2b, 2c, 2d, each scintillation crystal 2a, 2b, 2c
, 2d emits fluorescence.
この蛍光は、光電変換器５によって電気信号に変換され
る。この場合、フォトセンサ９ａ、９ｂ。This fluorescence is converted into an electrical signal by the photoelectric converter 5. In this case, the photosensors 9a, 9b.
９ｃ、９ｄへの入射光は、シンチレーションクリスタル
２ａ、２ｂ、２ｃ、２ｄの発する波長をそれぞれ通すフ
ィルタ８ａ、８ｂ、８ｃ、８ｄによって、波長分離され
、フォトセンサ９ａ、９ｂ。The wavelengths of the incident lights 9c and 9d are separated by filters 8a, 8b, 8c, and 8d that pass the wavelengths emitted by the scintillation crystals 2a, 2b, 2c, and 2d, respectively, and then the lights are separated by the wavelengths of the lights that are sent to the photosensors 9a and 9b.
９ｃ、９ｄによって電気信号に変換される。各電気信号
は、信号カウント表示器７に入力され、２値化回路１１
ａ、ｌｌｂ、ｌｌｃ、ｌｉｄで２値化され、カウンタ１
２ａ、１２ｂ、１２ｃ、１２ｄによって計数され、カウ
ンタ１２ａ、１２ｂ。It is converted into an electrical signal by 9c and 9d. Each electrical signal is input to a signal count display 7, and a binarization circuit 11
Binarized by a, llb, llc, lid, counter 1
2a, 12b, 12c, 12d, counters 12a, 12b.
１２ｃ、１２ｄの計数値が表示器１３ａ、１３ｂ。The count values of 12c and 12d are displayed on the display devices 13a and 13b.
１３ｃ、１３ｄで表示される。この表示器１３ａ。13c and 13d. This display 13a.
１３ｂ、１３ｃ、１３ｄに表示される計数値は、蛍光の
発生回数に比例したものとなる。The count values displayed at 13b, 13c, and 13d are proportional to the number of times fluorescence occurs.
各シンチレーションクリスタル２ａ、２ｂ、２ｃ、２ｄ
の表面積及び体積は等しいので、放射線が入射して来る
方向に面する位置にあるシンチレーションクリスタル２
ａ、２ｂ、２ｃ、２ｄへの放射線入射量が多くなる。つ
まり、蛍光の発生回数が多くなる。Each scintillation crystal 2a, 2b, 2c, 2d
Since the surface area and volume of the scintillation crystal 2 are the same, the scintillation crystal 2 facing the direction in which the radiation is incident
The amount of radiation incident on a, 2b, 2c, and 2d increases. In other words, the number of times fluorescence occurs increases.
従って、コリメータがなくても、信号カウント表示器７
のカウント数の多いシンチレーションクリスタル２ｉ
（ｉ＝ａ、ｂ、ｃ、ｄのいずれか）の位置する方向が放
射線源の方向であることが分る。Therefore, even without a collimator, the signal count indicator 7
Scintillation Crystal 2i with a large number of counts
It can be seen that the direction in which (i = any one of a, b, c, or d) is located is the direction of the radiation source.
カウント数の多いシンチレーションクリスタル２１の位
置付近を内視鏡２１により観察することによって、放射
線源つまり患部の存在する方向を知ることができる。By observing the vicinity of the position of the scintillation crystal 21 with a large number of counts using the endoscope 21, it is possible to know the direction in which the radiation source, that is, the affected area exists.
尚、カウント数がいずれのシンチレーションクリスタル
２ａ、２ｂ、２ｃ、２ｄもほぼ同数である場合、放射線
源はプローブ１の軸方向に有ることになる。Incidentally, if the number of counts is approximately the same for all scintillation crystals 2a, 2b, 2c, and 2d, the radiation source is located in the axial direction of the probe 1.
この第１実施例によれば、コリメータを使用せずに、放
射線の入射方向を検知できるので、小型、細径で軽量な
放射線検出プローブを実現でき、従って細径の管腔にも
使用できる。According to the first embodiment, since the direction of incidence of radiation can be detected without using a collimator, it is possible to realize a radiation detection probe that is small, thin, and lightweight, and can therefore be used even in a small-diameter lumen.
第４図は本発明の第２実施例の放射線検出プローブ３１
を示す。FIG. 4 shows a radiation detection probe 31 according to a second embodiment of the present invention.
shows.
放射線検出プローブ３１は、先端に発光波長が異なり、
体積及び表面積が同一で、中空リングを４分割した形状
の４個の（シンチレーション）クリスタル３２ａ、３２
ｂ、３２ｃ、３２ｄ （例えばＢＧＯ，ＣＷＯｌＣｓｌ
、ＮａＩ）を有し、これらのクリスタル３２ａ、３２ｂ
、３２ｃ、３２ｄによって中空部３３を形成している。The radiation detection probe 31 has different emission wavelengths at its tip.
Four (scintillation) crystals 32a, 32 with the same volume and surface area and shaped like a hollow ring divided into four parts.
b, 32c, 32d (e.g. BGO, CWOlCsl
, NaI), and these crystals 32a, 32b
, 32c, and 32d form a hollow portion 33.
これらクリスタル３２ａ、３２ｂ、３２ｃ、３２ｄの後
端面には中空に成形された一束のライトガイドファイバ
３４の先端面に光学的に接合されている。また、各クリ
スタル３２ ａ 、 ３２ ｂ 、 ３２ ｃ 、 ３
２ｄにおけるライトガイドファイバ３４への接合面以外
の表面には、反射材が塗布され、周囲からの光を遮光す
ると共に、クリスタル３２ａ、３２ｂ。The rear end surfaces of these crystals 32a, 32b, 32c, and 32d are optically joined to the end surfaces of a bundle of hollow light guide fibers 34. In addition, each crystal 32a, 32b, 32c, 3
A reflective material is coated on the surfaces other than the bonding surface to the light guide fiber 34 at 2d to block light from the surroundings, and also to block the crystals 32a and 32b.
３２ｃ、３２ｄ内の放射線入射による発光を全てライト
ガイドファイバ３４側に導光するようにしている。All of the light emitted by the incident radiation within 32c and 32d is guided to the light guide fiber 34 side.
ライトガイドファイバ３４の末端面は、中空の光電変換
器３５に接続され、この光電変換器３５からの信号はケ
ーブル３６によってカウンタ装置３７に送信されるよう
接続されている。The end face of the light guide fiber 34 is connected to a hollow photoelectric converter 35 from which the signal is connected to be transmitted by a cable 36 to a counter device 37 .
この第２実施例の放射線プローブ３１は、中空管路が形
成しであるので、第５図に示すように、この中空管路に
内視鏡４１の挿入部４２を通すことができる。Since the radiation probe 31 of this second embodiment has a hollow conduit formed therein, the insertion portion 42 of the endoscope 41 can be passed through this hollow conduit as shown in FIG.
尚、内視鏡４１をプローブ３１の中空管路に挿通した際
４つのクリスタル３２ａ、３２ｂ、３２Ｃ，３２ｄの位
置を把握できるように、４つのクリスタル３２ａ、３２
ｂ、３２ｃ、３２ｄで形成した管路内面には各クリスタ
ル３２ａ、３２ｂ。The four crystals 32 a, 32
Crystals 32a and 32b are formed on the inner surface of the conduit formed by crystals 32a and 32b.
３２ｃ、３２ｄ別に色分けされている。32c and 32d are color coded.
この第２実施例を使用する場合には、第５図に示すよう
にプローブ３１の管路内に内視鏡４１の挿入部４２を挿
通した状態で、生体腔内に挿入する。体腔内を内視鏡４
１によって目視しながら挿入し、患部と思われる対象部
位にプローブ３１の先端部を接近し、その部位が発する
放射線をプローブ３１の放射線検出センサで検出できる
ようにする。When using this second embodiment, as shown in FIG. 5, the insertion portion 42 of the endoscope 41 is inserted into the duct of the probe 31 and inserted into the living body cavity. Endoscope inside the body cavity 4
1, the tip of the probe 31 is brought close to the target site that is thought to be the affected area, and the radiation detection sensor of the probe 31 can detect the radiation emitted from that site.
対象部位が放射線を発する場合、その放射線がクリスタ
ル３２ａ、３２ｂ、３２ｃ、３２ｄに入射すると、第１
実施例と同様にクリスタル３２ａ。When the target area emits radiation, when the radiation enters the crystals 32a, 32b, 32c, and 32d, the first
Crystal 32a as in the embodiment.
３２ｂ、３２ｃ、３２ｄは異なる波長でそれぞれ発光し
、光電変換部３５によって光電変換された後、カウンタ
装Ｗ３７によってカウント数が表示される。32b, 32c, and 32d each emit light at different wavelengths, and after being photoelectrically converted by the photoelectric converter 35, the count number is displayed by the counter device W37.
又、第１実施例と同様の原理により、プローブ３１に対
する放射線の入射方向も検知できる。Furthermore, the direction of incidence of radiation on the probe 31 can also be detected using the same principle as in the first embodiment.
この実施例では、放射線検知後、内視鏡４１を抜去し、
代わりに超音波プローブを挿入し、患部等の対象部位に
対する超音波観測を行うことも可能である。In this embodiment, after radiation detection, the endoscope 41 is removed,
Alternatively, it is also possible to insert an ultrasound probe and conduct ultrasound observation of a target area such as an affected area.
さらに、プローブ３１の中空管路内にレーザプローブと
か種々の処置具を挿入することにより、患部の治療処置
を行うこともできる。Furthermore, by inserting various treatment instruments such as a laser probe into the hollow channel of the probe 31, it is also possible to treat the affected area.
この第２実施例によれば、第１実施例と同様の効果が得
られると共に、患部等に対して超音波詮所とか治療処置
も容易に行うことができる。According to the second embodiment, the same effects as those of the first embodiment can be obtained, and it is also possible to easily carry out ultrasonic examination and therapeutic treatment on the affected area.
第６図は、鉗子起上台５１を有する側視型内視鏡の鉗子
チャンネル５２に、例えば第１実施例の放射線検出プロ
ーブ１を挿通したときの鉗子チャンネル５２の出口近傍
の断面を示したものである。FIG. 6 shows a cross section near the exit of the forceps channel 52 when, for example, the radiation detection probe 1 of the first embodiment is inserted into the forceps channel 52 of a side-viewing endoscope having a forceps raising base 51. It is.
鉗子チャンネル５２の出口を形成する管部材５３の内径
は、鉗子チャンネル５２の内径よりも大きくしである。The inner diameter of the tube member 53 forming the outlet of the forceps channel 52 is larger than the inner diameter of the forceps channel 52.
また鉗子起上台５１と内視鏡先端部５４とを連結するピ
ン５５は樹脂で構成されている。Further, the pin 55 that connects the forceps lifting base 51 and the endoscope tip 54 is made of resin.
上記構成により、鉗子チャンネル出口５２ａで、プロー
ブ１が引っ掛かることを無くし、スムーズにプローブ１
を鉗子チャンネル５２内を挿脱できる。またビン５５は
、さびることなく、ＳＵＳ製の鉗子起上台５１との食い
付きも無く、滑らかに起上動作ができる。With the above configuration, the probe 1 is prevented from getting caught at the forceps channel outlet 52a, and the probe 1 can be smoothly inserted into the forceps channel outlet 52a.
can be inserted into and removed from the forceps channel 52. Further, the bottle 55 does not rust, does not bite the SUS forceps lifting base 51, and can be smoothly raised.
さらに、この発明に使用される内視鏡として、第７図に
示される挿入部６１の先端側の湾曲部６２に使用される
外被チューブ６２ａは、該チューブ６２ａの径方向への
拡張を該チューブ６２ａの径方向への破断伸びの１０％
〜２０％となる様、チューブ６２ａの肉厚、材質、硬度
、方向特性を選択している。即ち、チューブ６２ａの自
然状態（無負荷状態）のチューブ６２ａの内径をａ、破
断時の内径をｂ、使用時の内径をＣとした場合、次式に
示される様に構成されている。Furthermore, in the endoscope used in the present invention, the jacket tube 62a used for the distal curved portion 62 of the insertion section 61 shown in FIG. 10% of the elongation at break in the radial direction of the tube 62a
The wall thickness, material, hardness, and directional characteristics of the tube 62a are selected so that the hardness is 20%. That is, when the inner diameter of the tube 62a in its natural state (no load state) is a, the inner diameter at break is b, and the inner diameter during use is C, the structure is as shown in the following equation.
０．９ａ ＋ ０．１ｂ ＜ ｃ ＜ ０．８ａ ＋
０．２ｂまた、最大湾曲をかけた時、チューブ６２ａの
軸方向の最大伸びが、チューブ６２ａの破断伸びの５０
％以下になるよう、チューブ６２ａの肉厚、材質、硬度
、方向性を選択している。つまり、チューブ６２ａの自
然状態（無負荷）のチューブ長さをｄ、破断長さをｅ、
使用時の長さをｆとしたとき、次式で示される様に構成
されている。0.9a + 0.1b < c < 0.8a +
0.2b Also, when the maximum curvature is applied, the maximum elongation in the axial direction of the tube 62a is 50% of the elongation at break of the tube 62a.
% or less, the wall thickness, material, hardness, and directionality of the tube 62a are selected. In other words, the length of the tube 62a in its natural state (no load) is d, the fracture length is e,
When the length in use is f, it is configured as shown in the following equation.
ｆ＜０．５（ｄ＋ｅ）
尚、上述した各実施例では、複数のシンチレーションク
リスタル（２ａ、２ｂ、２ｃ、２ｄ等）として、体積を
等しく設定したが、異なる条件にした場合にしても、カ
ウント数に補正ファクタを乗じる等して補正することに
より、放射線の入射方向を検出することができる。f<0.5(d+e) In each of the above-mentioned examples, the volumes were set to be equal for multiple scintillation crystals (2a, 2b, 2c, 2d, etc.), but even if different conditions were used, the counting The incident direction of the radiation can be detected by correcting the number by multiplying it by a correction factor or the like.
又、例えば第１実施例において、信号カウント表示器７
の構成は第２図に示すものに限定されるものでなく、例
えばカウンタ・１２ａ等の出力から演算して放射線の入
射方向を表示できるようにしても良い。この場合、予め
既知の放射線源によって、演算に必要となる情報をメモ
リ等に記憶しておくようにしても良い。Further, for example, in the first embodiment, the signal count indicator 7
The configuration is not limited to that shown in FIG. 2, and the incident direction of the radiation may be displayed by calculating from the output of the counter 12a, etc., for example. In this case, information necessary for the calculation may be stored in a memory or the like using a known radiation source in advance.
［発明の効果］
以上述べたように本発明によれば、発光波長の異なる複
数のシンチレーションクリスタルを用い、これらシンチ
レーションクリスタルの発光量に対応した信号を出力で
きるようにしているので、コリメータを用いることなく
、放射線の入射方向の検出を可能とする。従って、小型
、軽量の放射線検出プローブを実現できる。[Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, a plurality of scintillation crystals having different emission wavelengths are used and a signal corresponding to the amount of light emission of these scintillation crystals can be outputted, so that a collimator can be used. This makes it possible to detect the direction of radiation incidence. Therefore, a small and lightweight radiation detection probe can be realized.
第１図ないし第３図は本発明の第１実施例に係り、第１
図は第１実施例の斜視図、第２図は信号処理系のブロッ
ク図、第３図は使用例を示す説明図、第４図及び第５図
は本発明の第２実施例に係り、第４図は第２実施例の斜
視図、第５図は第２実施例の使用例を示す説明図、第６
図は本発明の放射線検出プローブが挿通された鉗子チャ
ンネル出口付近を示す説明図、第７図は本発明に使用さ
れる内視鏡の一例を示す斜視図である。
１・・・放射線検出プローブ
２ａ ２ｂ、２ｃ、２ｄ・・・シンチレーションクリ
スタル
３・・・キャップ
４・・・ライトガイドファイバ
５・・・光電変換器 ６・・・信号ケーブル７
・・・信号カウント表示器
ｂ
第４図
第２
第７図
１、事件の表示
２１発明の名称
４、代
手続補正書（自発）
平成３年
平成２年特許願第２５６１７３号
放射線検出プローブ
代表者
６月１２日
１、特許請求の範囲を次のように訂正します。
「放射線の入射による発光波長が異る複数のシンチレー
ションクリスタルと、これら複数のシン−ジョンクリス
タルに一端面が対向して配設されたライトガイドファイ
バと、該ライトガイドファイバの他端面に配設され、前
記発光波長別で変換する光電変換手段とからなる放射線
検出−ブ、」
明細書中箱３ページの第２行目に「・・・放射線・・・
」とあるのを「・・・放射線の入射・・・」に訂正しま
す。
３、明細書中箱９ページの第９行目に「・・・（シン−
ジョン）・・・」とあるのを「・・・シンチレーシ・・
・」に訂正します。Figures 1 to 3 relate to the first embodiment of the present invention.
The figure is a perspective view of the first embodiment, FIG. 2 is a block diagram of the signal processing system, FIG. 3 is an explanatory diagram showing an example of use, and FIGS. 4 and 5 are related to the second embodiment of the present invention. Fig. 4 is a perspective view of the second embodiment, Fig. 5 is an explanatory diagram showing an example of use of the second embodiment, and Fig. 6 is a perspective view of the second embodiment.
The figure is an explanatory view showing the vicinity of the forceps channel exit through which the radiation detection probe of the present invention is inserted, and FIG. 7 is a perspective view showing an example of an endoscope used in the present invention. 1... Radiation detection probe 2a 2b, 2c, 2d... Scintillation crystal 3... Cap 4... Light guide fiber 5... Photoelectric converter 6... Signal cable 7
...Signal count indicator b Figure 4 Figure 2 Figure 7 1, Incident display 21 Title of the invention 4, Substitute procedure amendment (voluntary) 1991, 1990 Patent Application No. 256173 Radiation detection probe representative On June 12th 1, the scope of patent claims will be amended as follows. ``A plurality of scintillation crystals that emit light at different wavelengths due to the incidence of radiation, a light guide fiber disposed with one end face facing the plurality of scintillation crystals, and a light guide fiber disposed on the other end face of the light guide fiber. , a radiation detection unit comprising a photoelectric conversion means that converts each emission wavelength according to the emission wavelength.'' In the second line of page 3 of the middle box of the specification, ``...radiation...''
” will be corrected to “…incidence of radiation…”. 3. In the 9th line of page 9 of the statement box, please write “...(Shin-
John)..." is replaced with "...scintillation..."
・Corrected to ``.
Claims (1)
ンクリスタルと、これら複数のシンチレーションクリス
タルに一端面が対向して配設されたライトガイドファイ
バと、該ライトガイドファイバの他端面に配設され、前
記発光波長別で光電変換する光電変換手段とからなる放
射線検出プローブ。A plurality of scintillation crystals with different emission wavelengths due to radiation detection, a light guide fiber disposed with one end face facing the plurality of scintillation crystals, and a light guide fiber disposed on the other end face of the light guide fiber with one end face facing the plurality of scintillation crystals, and a light guide fiber disposed with one end face facing the plurality of scintillation crystals, and a light guide fiber disposed with one end face facing the plurality of scintillation crystals, and a light guide fiber with one end face facing the plurality of scintillation crystals. A radiation detection probe consisting of a photoelectric conversion means that performs photoelectric conversion separately.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2256173A JPH04132987A (en) | 1990-09-25 | 1990-09-25 | Radiation detecting probe |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2256173A JPH04132987A (en) | 1990-09-25 | 1990-09-25 | Radiation detecting probe |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04132987A true JPH04132987A (en) | 1992-05-07 |
Family
ID=17288926
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2256173A Pending JPH04132987A (en) | 1990-09-25 | 1990-09-25 | Radiation detecting probe |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH04132987A (en) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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-
1990
- 1990-09-25 JP JP2256173A patent/JPH04132987A/en active Pending
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