JPH0417865A

JPH0417865A - 放射線検出器

Info

Publication number: JPH0417865A
Application number: JP12270790A
Authority: JP
Inventors: Shoichi Gotanda; 正一五反田
Original assignee: Olympus Optical Co Ltd
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1990-05-10
Filing date: 1990-05-10
Publication date: 1992-01-22
Anticipated expiration: 2015-03-13
Also published as: JP3017771B2

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

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、孜射
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。

し従来の技術］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、必要に応じて処置県チャンネ
ル内に挿通した処置具を用いて各袖冶％９１１４万めて
きる内視鏡が広く用いられている。

ところて、癌の発見、診断の手段として、癌細胞に持Ｗ
的に集結する物質を放射性物質てマークし、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４７−５１．６８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、深部筋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になる。

［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（７１放射線検出器は、放射線の入射により発光
する、指向性の異なる第１．第２のシンチレータと、こ
の第１．第２のシンチレータからの光をそｈ伝達する第
１１．第２の光伝達手段と、伝達された各々の光を電気
信号に変換する第１．第２の充電変換器とから成る第１
．第２の放射線検出手段と、この第１の放射線検出手段の電気信号がら第２の放射線
検出手段の電気信号を減算し、特定の方向の放射線検出
信号を得る減算手段とを具備したことを特徴とするもの
である。

［作用］従来、放射線の入射角度を規制するために放射線検出器
の先端に設けられるコリメータは、その遮蔽機能が完全
ではないので、特定の方向に強い指向性を持たせること
は不可能である。本発明によれば、比較的簡単な構成で
、放射線に対する指向性をさらに鋭くすることができ、
小さな病変部の位置の確認を正確に行うことが可能とな
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し一部・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（すられている。シンチレ
ータ４５か轟゛３発せられた光Ａ、Ｂは、それぞれ光フ
ァイバー（っ、７を通して光電変換器９，１．０（第３
図９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て覆っである。

第１図に示すように、斜め前方から来る放射線Ｓにｉ、
１　＋−では、シンチレータ４．５が発光し、光ファイ
バー６．７て光電変換器９．１０まで導がれる５市面方
向から来る放射線Ｆに対しては、シ〉チレータ４のみか
発光し、シンチレータ５はコノメータ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３ＵＡにおいて、光電変換器９で変換された電気似″
−′Ｊは移相器１１を軽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１１１４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］６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、はんの少し遅れて
（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か得られる。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とバランスポリｘＡ
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−
３＝Ｆこれは、斜め方向か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７１図は本発明の第２の実施例を示す分解斜視１′：
４、第５図は第４図の断面図である。

二の実施例は、放射線検出器と内視鏡の光学系と組み音
わぜなもめである。内視鏡の光学系は被写１本像を収束
するレンズ２１と、このレンズ２１にする光像を図示ｊ
−ない固体撮像素子に伝送する光フー、イハ２２とて構
成される。なお、レンズ２１１ｊｊ麿尤性を有するキャ
ップ２３に取り付けられてりす、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１１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
ァイハロとの境界には、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
、面上キャップ３の内周面に設けたねじ部（図示せず）
に螺合するねし部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がら発した光であり、Ｂは第２のシンチ
し一夕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−ス
テｌ、に組み込んた放射線検出内視鏡の一実施例を示す
構成図である。

第６１７１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１１１を備え、この挿入部４１の後端
に太（歪の操作部４２が連設されている。

＋ｉｉｒ記操作部・１２がらは、側方に可撓性のユニバ
ーサルコート・１Ｂが廷工され、このユニバーサルコ−
１〜、１３の先端にコネクタ４．４か設けられている。

そしで　１１１１“２内視鏡・１０（士、曲記：ノイ・
フタ４４を介して　ヒテオ処理装置３０に接続されるよ
うにへ−１−・＝いる前１足挿入部４１の先端部１１５には、中心にレンス系
２１かあり１．二のレンズ系２］の後端に光ファイバ２
２か配設されている。レンズ系２１の周囲にはＪ型光部
付を庁して汀−面力向の指向性を存した第１カシシ千レ
ータ４か配設され、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４５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２２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４
５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
使方で開口して挿入口４８が形成されている。なお、図
中、符号４つは体腔内壁、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を偏えている。

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がらの撮＠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ＣＣＤ　
３１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−）でいる。

前記ビデオ信号処理回路３２で生成される映像信ｚ゛；
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デイスプレィ５４に入力され、このＣＲ
”ｒデイスプレィ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。才な、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７、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３つ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の発生ずるキャラクタ５５は、
例えば、放射線の視野５６の６５０を含む範囲を示す円
になっており、前記ＣＲＴデイスプレィ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、符月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１−フ゛てマ
ークした癌抗体や癌に集まりやずい（癌は活性瓜か高い
９）デオキシクルコース等を、静脈注射等によ−）で体
内に注入する。癌５０には、これらの試薬か集結し、こ
の癌５ｏがらは、放射線、例えばγ線が放出される。

シン千し一部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３つは
、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３つの発生する
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、補記
ＣＲＴデイスプレィ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か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
認てき、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かできる。

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ＣＣＤ３１を配設する↑＋”ｆ　６としてもよい
５ことは勿論である。

また、カラー撮像方式としては、ＣＣＤＩＩ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ム良い
。

尚、第６図の実施例において、癌５０の位置をＡヤラク
タ５５で表示するのは、放射線をレンズ等で結像てきな
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ディスプしイ５．１の表示画面中の７）［
な位）１に表示させることかできる。

［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かできる。

【図面の簡単な説明】

第Ｌ［７Ｉ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５Ｍ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〜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・・移相器第４図第５図

Claims

【特許請求の範囲】特定方向の指向性を有し、放射線の入射により発光する
第１のシンチレータと、この第１のシンチレータからの
光を伝達する第１の光伝達手段と、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のシンチレータとは異なった方向の指向性を有
し、放射線の入射により発光する第２のシンチレータと
、この第２のシンチレータからの光を伝達する第２の光
伝達手段と、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、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。