JPH05509161A - 手術用ベータ・プローブ及びその使用方法 - Google Patents

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】 手術用ベータ・プローブ及びその使用方法発明の背景 １・発明の分野 本発明は放討線検出ブローブの分野に関する．さらに詳しくは、陽電子又は電子 を放出する同位元素によって識別された組織を手術中に検出するために外科手術 において使用されるベータ・ブローブ又は陽電子プローブに関する．２．従来の 技術 腫瘍手術の目的は、新生物細胞を完璧に取り除き、隣接する正常細胞を残すこと である．この種の手術は不可能であるか又は失敗するということがよくあるが、 その原因は、腫瘍が組織に浸潤し、視覚的検査では検出できない小片を形成した り、又は組織の広範囲に渡って散在する数多くの小さい腫瘍を形成したりするか らである．このような疾患組織の除去に失敗すると、癌が長引いたり又は再発し たりすることがしばしばある． 癌細胞と優先的に結合する放肘性同位元素識別単クローン抗体及びその他の放射 性医薬品が開発されてきた．これらの放射性標識が付された癌細胞の検出及び除 去はこのような手術の成功率を高め、標識が付された細胞の位置が正確に確認さ れれば、癌細胞の検出及び除去は実行可能である．腫瘍の位置を確認する手術用 プローブを開発するための従来の技術における試みでは、γ線に対する感度が高 いために、その実用性が制限されている．体組織中のγ線の飛程が大きいため、 離れた器官にある放討性標識が蓄積すると強いバックグラウンドγ線が生じる可 能性があり、近くの標識組織の検出が困難又は不可能になる． 近くの標識組織と離れた標識組織を区別しようとする従来技術の一例が、ヒッカ ーネル著「腫瘍手術用の二重検出ブローブ」（丁ｈｅ　Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　 Ｎｕｃｌｅａｒ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ第２９巻、第６号、１９８８年６月、１１０ １−１１０６頁）に示されている．ヒッカーネルは、２傭の同心状の且つ軸が平 行であるシンチレーション検出器を用いて、腫瘍があると思われる部位からのγ 計数と、隣接する正常細胞からの計数とを同時に監視する二重プローブを示して いる６　中心軸検出器と同心検出器との計数の比較は、プローブの正面に位置す る小さい腫瘍と、バックグラウンド活性を生成する組織源とを区別するために用 いられる。ヒソカーネルには、プローブ中の軸上に置かれた第一シンチレーショ ン検出器と、その第一検出器と同軸上に置かれた第二シンチレーション検出器が ある。２個の鉛コリメーターが、シンチレーション検出器の前方に延在する。検 出器と同様に、鉛コリメーターは互いに同軸且つ同もであるので、２個のコリメ ーターは中心軸検出器と円周同軸検出器の間のプローブの端に入射する放射線を 分割する。

理論は次のとおりである。離れた放射線源は中・ら・検出器及び円周検出器の両 方に均一に放射し、近い放射線源が中心コリメーターと同列に、かつ中心コリメ ーターの直径範囲内の横方向に延在している場合は、近い放射線源は主に中心検 出器に放射する。中心検出器と円周検出器が受ける放射線の差は、プローブの中 心コリメーターの正面にある小さい放射性同位元素識別腫瘍を確認するために決 定される。

ヒソカーネルの装置の限界は、近くの組織の放射犀源がプローブの中・乙・コリ メーターの開口よりも大きい場合、その放射線源はＦｘ１周検出器と中心検出器 の両方に放射線を供給するということである。故に、プローブは中心コリメータ ーの開口よりも大きい近くの腫瘍には気がつかない、また、ヒソカーネルの装置 はガンマ検出器であり、β粒子を優先的に検出する機能は有していないというこ とに注意すべきである。ヒソカーネルの装置は、存在するあらゆるバンクグラウ ンドγ線ノイズに反応する。

従来、医療における適用ではβ線はあまり使用されていない、何故ならば、組織 内でのβ粒子の飛程が比較的短く、粒子のエネルギーＬ二よって典型的なもので は１ミクロンから数ミリメートルだからである。特に、陽電子放出体はめったに 使用されていない、その理出は、生物学的に有用な陽電子放出体の半減期はかな り短く、典型的なものでは約数秒間から１００分間だからである。しかし、近年 、世界中の高度医療センターにサイクロトロン装置が一般的に設置されるように なり、このような短半減期β標識の生産が実質的に可能となった。陽電子放出体 はサイクロトロンで製造され、サイクロトロンのある場所から１時間から２時間 で輸送できる場所で使用される。

陽電子放出体には、１体中に過剰に生じる自然有橋的要素の多く放出同位元素ア ナログ、高エネルギー、短半減期を有しており、それによって術後組織処置及び 放射線処理の危険を軽減するという利点がある。

従来の技術において、例えば、高エネルギーβ線放出体である燐３２が脳腫瘍に 標識を付すために使用されており、半導体検出器を用いた検出が成功してきた。

燐３２には、高エネルギーβ線を生成し、γ線を一切生成しないという利点があ る。バックグラウンドγ線はまったくないので、ヒソカーネルで扱われた問題は 生じない、但し、標識としての燐３２の適用性には制限がある。なぜならば、グ リオーム等の組織では位置の探査が上手くできず、半減期が長く、かつ骨髄に有 毒であるからである。

従って、β線が組織標識として使用される場合、通常使用される種類の放射性標 識によって生成されるバックグラウンドγ線が存在していてもβ線を検出するこ とのできる種類の装置及び方法論が発明されなければならないであろうと予想さ れる。

１ｉａＩ上 本発明は、β線及びγ線の放射線源から放出するβ線をバックグラウンドγ線よ りも優先的に検出するプローブ・システムである。このシステムは、任意に選択 された位置においてβ線及びγ線を検出する第一要素を備える。第二要素は、β 線及びγ線のうち一種類の放射線だけを選択して検出する。これら第二要素及び 第一要素は、互いに連結している。

結果的に、放射ｌａｗに近いβ線は、遠い放射線源から放出されるγ線から確実 に区別される。

ある実施態様では、第一要素はシンチレーション検出器を備え、第二要素はβ線 及びγ線の放射線源のコンプトンエツジを越えるシンチレーション検出器の検出 しきいエネルギーを調整する回路を備える。

好適な実施態様では、第一要素は、放射線源から放出されるβ線及びγ線を検出 するように配置され、且つ構成された第一シンチレーション検出器を備える。

このシンチレーションは、γ線よりもβ線に対してより有効であることを注記し ておく、第二要素は、放射線源から放出されるγ線のみを検出する第二シンチレ ーション検出器を備え、第一検出器からの出力と第二検出器からの出力の加重差 （豐ｓｉｇｈｔｅｄ　ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ）をめる要素を備える。この加重差 は、プローブ・システムによるβ線検出を表すものである。

第二シンチレーション検出器は第一シンチレーション検出器と同一のものであり 、第二シンチレーション検出器をβ線から遮蔽する要素をさらに備える。

第二シンチレーション検出器を遮蔽する要素とは、放射線源から放出されるほぼ すべてのβ線を吸収するのに十分な所定の厚さを有する導電被覆である。

シンチレーション検出器は、プラスチック・シンチレータ−と、プラスチック・ シンチレータ−に光学的に連結された光導体と、プラスチック・シンチレータ− から光導体を介して受け取った光を電気信号に変換する回路とを鴬える。

特に、シンチレーション検出器は、プラスチック・シンチレータ−と、プラスチ ック・レンチ１ノーターに光学的に連結された光導体と、プラスチック・シンチ レータ−から光導体を介して受け取った光を電気信号に変換する回路とを備える 。

プローブ・システムは、プラスチック・シンチレータ−へのβ線及びγ線の透過 に実質的干渉を与えることなく、プラスチック・シンチレータ−の光を密にする 要素をさらに備える。

本発明は、外科手術中にβ線及びγ線を放出する同位元素で標識を付した放射性 薬剤標識組織から放出するβ線を優先的に検出する二重プローブ・システムとし ても特徴づけられる。この二重プローブは、β線及びγ線を検出する第一検出器 と、γ線を検出する第二検出器と、二重プローブ・システムによって組織から検 出されたβ線を示す信号をめるために第一検出器の出力から第二検出器の出力の 加重値を減じる要素を備λ、る。

結果的に、放射性標識組織の位置は、隣接組織から派生するγ線に汚染されるこ となく、β線を用いて確実且つ正確に確認することができる。

第−検出器及び第二検出器は、光入力に応じて電気信号を生成するための、それ ぞれ対応する第−光電子増倍管及び第二光電子増倍管をさらに備える。光導体は 、第−及び第ニブラスチック・シンチレーションのシンチレーション事象をそれ ぞれ第−及び第二光電子増倍管に連結させる。

第二検出器は、第二検出器をβ線から遮蔽する要素を備える。

加重値を減する要素は、第−及び第二検出器をγ線のみで満たし、それぞれのγ 線感度比率を出すことによって経験的に決められる加重因子を使用する。

本発明は、手術中に小量の放射性標識組織を確認する方法で、組織から放出され るβ線及びγ線を第一検出器で検出する工程を備える方法としても特徴づけられ る０組織から放出されるγ線は、はぼ同じ位置にある第二検出器で同時に検出さ れる。第一検出器によって検出されるβ線及びγ線の量は、第二検出器によって 検出されるγ線の量と比較され、組織から放出されるβ線の量を表す、第−及び 第二検出器によって検出される放射線量の加重差をめる。

結果として、β線及びγ線の同位元素で放射性標識が付された小量の組織は、第 一及び第二検出器の位置の近くで検出され、かかる位置よりも離れた位置にある 組織から放出するγ線が存在するとしてもそれに影響されることはない。

本発明は、それぞれ放射性同位元素の標識が付された放射性標識遠隔組織の塊が 存在するところで、小量の放射性標識組織の位置を手術中に確認する方法の改良 として特徴づけられる。かかる方法は、β線及びγ線を検出することができるプ ラスチック・シンチレータ−を有するシンチレーション検出器を据え付ける工程 を備える。シンチレーション検出器によって検出可能なしきいエネルギーは、放 射性同位元素のコンプトンエツジに設定されたしきいエネルギーに調整される。

結果として、放射性β線放出近接組織は、放射性γ線放出遠隔組織から区別され る。

本発明は、以下の図面を参照することによって、より良く明視化される。かかる 図面において、同要素は同番号で示される。

ｌＬｉ肇と！」、ユ五里 図１は、本発明を組み込んだプローブの略断面ＩＩ図である。

１１！ｌｌａは、図１の検出器の一方のシンチレーシヨン・チップの拡大図であ る。

ｌｌ１１２は、プローブの空間分解能（ｓｐａｔｉａｌ　ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ ）及び感度を測定するために使用される仮数射線源の賂斜視図である。

ｌｌ１３は、図２で示されるプローブで測定されるフッ素１８のエネルギー・ス ペクトルである。

Ｉｌ！！４は、三種類の放射性同位元素、即ちガリウム６８、フッ素１８及びヨ ウ素１３１用の本発明プローブの空間分解能を示すグラフである。

図５は、ヨウ素１３１用のプローブの感度、ヨウ素１３１用のプローブにつし１ てのγ効率に対するβ効率の比率、及びヨウ素１３１γ線で溢れたときのプロー ブの計数率を示すグラフである。

本発明及びその多様な実施態様は、以下の詳細な説明を参照することによって、 より良く理解することができる。

の　を 手術用放射線プローブは、選択的にβ線に反応し、γ線に反応しないことによっ て放射性同位元素で識別された悪性組織を検出するように考案されている。プロ ーブは、２１１のプラスチック・シンチレータ−を備え、これらはそれぞれ対応 する光導体を介してそれぞれ対応する光電子増倍管に光学的に連結されている。

一方のプラスチック・シンチレータ−はβ線に対して遮蔽され、もう一方のプラ スチック・シンチレータ−はβ線及びγ線の両方を検出するように遮蔽されてい ない、この二重プローブのγ線感度は経験的に確立され、２個のプローブの出力 を減じて、放射性同位元素識別組織から放出されるβ線を示す信号を残すための 加重因子（ｗｅｉｇｈｔｅｄ　ｆａｃｔｏｒ）として使用される９組織内部にお けるβ線の飛程がより短いため、近くの放射性同位元素識別組織のみがプローブ によって検出され、プローブをγ線に露出させる強度に放射性同位元素識別され たより離れた組織は無視される。確実に確認される近くの放射性同位元素識別組 織は、外科手術によって摘出され得る。

本発明プローブの略断面線図が図１に示されている。プローブ（通常は参照番号 ］０と表示される）は、２個の従来のプラスチック・シンチレータ−１２及び１ ４を備え、これらはそれぞれ対応する光フアイバ光導体１６及び１８の磨き端に 連結されている。光フアイバ光導体１６及び１８（構造剛性のためにハウジング （図示されていない）内に包含され得る）は、シンチレータ−１２及び１４から プローブ１０のハンドル又は本体２０へと通じている。光フアイバー光導体１６ 及び１８は、それぞれ対応する従来の光電子増倍管２２及び２４に光学的に連結 されている１次に光電子増倍管２２及び２４の電気出力が、それぞれ対応する従 来の分圧器２６及び２８に連結されている１分圧器２６及び２８の出力は、コン ピュータ３０に据え付けられた従来のインターフェース回路構成に連結されてる 。

好適な実施態様では、シンチレータ−１２及び１４がプラスチック・シンチレー ティング素材を備えている。低い実効厚子番号及び密度のプラスチック・シンチ レータ−素材により、シンチレータ−はγ線に対して比較的無反応となる。また 、プラスチック・シンチレータ−は音響ノイズ又は振動ノイズに対して比較的無 反応であり、これは操作場において非常に望ましい特徴である１図示される実施 態様に使用されているシンチレータ−は、直径２〜３層璽、高さ３薦重の円錐形 プラスチック・シンチレータ−（オハイオ州ニューベリー所在のＢｉｅｒｏｎ　 Ｃｏｒｐｏｒａ−ｔｉｏｎ製造、ＢＣ４００型）である、当業者によく知られて いるか、又は今後知られるようになるその他多くの種類のプラスチック・シンチ レーティング素材又は全く興なる構成のシンチレータ−が、本発明の範囲から外 れることなく同様に適用され得る。

放肘性組織源から放出する陽電子はシンチレータ−を透過し、電子と衝突し、互 いに減衰して２本の５１１ｋｅＶのγ線を生成し、その他の粒子や放射線を生成 することはない、プラスチック内での５１１　ｋｅＶのγ線の相互作用の主モー ドは、通常３４０ｋｅＶより低い電子のコンプトン散乱である８従って、例えば 、すべての陽電子散出同位元素によって生成される減衰γ線に関して約３４０　 ｋｅＶのコンプトンエツジを越えたエネルギーを伴う事象のみを選択的に数える ことにより、プローブは放射核から放出される電子及び陽電子に対して選択的に 反応するようになる。

次に、図１ａに示されるプローブ・チップの拡大断面図に移る６例えば、シンチ レータ−１４には、シンチレータ−１４の端面３２に厚さ０．００２インチのア ルミニウム鍍金されたマイラー箔３４が備え付けられている。マイラー箔３４は プローブの光を密にすると同時に、β粒子のシンチレータ−１４内への侵入を可 能にする。シンチレータ−１４の残りの表面又は露出面には１０ミクロンの二酸 化チタン層が塗布され、シンチレータ−１４内で生成されたンンチレーノヨン光 を光導体１６に向かってランチレータ−１４本体の内部へと反射させる。厚さ０ ゜４ｍｍのゴールド・スリーブ（ｇｏｌｄ　５ｌｅｅｖｅ）　３６が、シンチレ ータ−１４の回りに同心状に配され、シンチレータ−１４を漂遊電荷から遮蔽し 、シンチレータ−１４の端面３２から約０．５ｍｍｔｉｉｔ方に延在するコリメ ーターを形成する。

シンチレータ−１２は、図１８に示されるシンチレータ−１４と同一の構造を有 している。但し、例外として、シンチレータ−１２は、１ｍｍのステンレス鋼カ バー３８で覆われており、これはスリーブ３６に取って代わるか、又はスリーブ ３６を密封する役割を果たすことができる。ステンレス鋼カバー３８がすべての 電子及び陽電子放射のシンチレータ−１２への侵入を十分に阻止するため、シン チレータ−１２は排他的にγ線に反応する。

シンチレータ−１２及び１４は両方ともその後面４０が、直径３鳳凰、長さ１０ Ｃ１の光導体に連結されている。光電子増倍管２２は、直径約Ｉｃｍ、長さ５ｃ ｍの従来の光電子増倍管にュージャージー州ブリッジウォーター所在のＨａｍａ ＋ｍａｔｓｕＣｏｒｐｏｒれｆａｎ製造、Ｒ−１６３５−０２型）である０図示 されている実施態様では、コンピューター３０は分光増幅器（ＴＣ−２０３ＢＬ Ｒ型、Ｔｅｎｎｅｌｅｃ製造）を含み、分圧器２６及び２８の出力を整形し且つ 増幅させる。シングルチャネル分析器もまた、コンピュータ回路３０（２０３１ キヤンベラ型等）内に含まれており、光電子増倍管２２及び２４のしきいエネル ギーを選択的に設定する。

各プローブのしきい電圧は、各プローブをβ線及びγ線の放射線源の前に置き、 厚さ３ｍｍの銅片でプローブを遮蔽することによフて校正される。鋼は放射線源 からの電子及び陽電子を完璧に吸収し、わずかにγ線を減衰させるだけである。

プローブの出力は、γ線のみに照射されたときと、β線及びγ線の両方に照射さ れたときの出力信号を決めるために検査される。プローブのしきし１エネルギー は、（望ましい場合には）γ線が全（検出されないポイントに設定することがで き、そのためには光電子増倍管のしきい電圧を調節する。このしきいエネルギー は放射線源として使用される放射性同位元素のスペクトルによって変化し、放射 性同位元素のコンプトンエツジとして定義される。

図４は、二重プローブ１０の検出器１４の興なる放射性同位元素につし＼ての空 間分解能を示すグラフである１曲＠４２はガリウム６８の空間分解能１曲線４４ はフッ素１８の空間分解能、そして曲線４６はヨウ素１３１の空間分解能である 。

図４の空間分解能は、図２で示される仮標本で測定された。検出器の一つで、図 ２ではプローブＩＱ’　と記され、Ｉ！１１では二重構造で示されている検出器 が、概して参照番号４８と記されている仮標本に担え付けられる。仮標本４８は 、タンク５２の底部に置かれたＩ　ｘ　１．　ｃｙａのルーサイト・ブロック５ ０を備えていた。水密性のプラスチック袋５４がタンク５２の内側を覆い、ブロ ック５０を覆った。

直径２１Ｉ１１．深さ２ｍ１１のウェル５６がブロック５０の中に画成され、そ のウェル５６の中に放射性溶液が容れられた。プラスチック袋５４で内側を覆わ れたタンク５２に水が満たされ、手術中の環境において遭遇するような周囲散乱 組織（ｓｕｒｒ。

ｕｎｄｉｎｇ　ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ　ｔｉｓｓｕｅ）の模擬実験を行った。プ ローブ１０’の先端はプラスチックの鞘で覆われ、手術中の適用においてプロー ブに通常用いられる無菌のプラスチック・カバーを擬態する。それから、プロー ブ１０’は、ウェル５６の中の放射線源から１１ｍ以内の距離に離れた位置に置 かれた。ブロック５ｏは、プローブ１０′の下方で横方向に動かされ、それぞれ の横方向の位置で９０秒が数えられた。

図２で説明されたようにプローブ１０′について測定された横方向感度が、図４ のグラフに示されている０図示される実施態様では、ガリウム６８の曲線４２は 全幅半値４　、５　ａｍを示し、フッ素１８は全幅半値が３ｍ鳳で、ヨウ素１３ １は全幅半値が２　、５１１１１であった。従って、半値に対する各プローブの 横方向感度は、対応するシンチレータ−の端面の直径の約１〜２倍である。数ミ リメートル以内にある放射性同位元素識別組織の位置は容易に確認される。

図４に図示された三種類の同位元素の感度は、公称１マイクロキユーリー・ポイ ントの放射線源（ｎｏｍｉｎａｌ　ｌ　ｍ１ｃｒｏｅｕｒｉｅ　ｐｏｉｎｔ　５ ｏｕｒｃｅ）をブロック５０のウェル５６の中に置いて測定された。一連の１分 間測定の後、ルーサイト・ブロックがウェル・カウンターの中に置かれ、その活 量が測定された０図示される実施態様において、プローブは、ガリウム６８につ いては６５００計数毎秒毎マイクロキューリーの感度、フッ素１８については７ ５０計数毎秒毎マイクロキューリーの感度、ヨウ素１３１については５５０計数 毎秒毎マイクロキューリーの感度を示した、この感度は、これらの放射源それぞ れのβエネルギー・スペクトルに一致する。

図２の測定状況において放射線源からプローブまでの距離は５重囲に設定された 。

それから、光電子増倍管に適用される様々なしきいエネルギー又は電圧電位につ いて、ウェル５６の中の放射線源とプローブ１０′との間に置かれた厚さ２ｍｍ のアルミニウム遮蔽物がある場合とない場合で、２０秒間が数えられた。光電子 増倍管のしきい電圧が多様であったため、プローブによって計測されたしきいエ ネルギーは、ゼロからシンチレータ−のコンプトンエツジまでの変化の幅があっ た。

この結果は、ヨウ素１３１について図５のグラフに記されている。

曲線５８は、横軸の線上の目盛りに記された９４１の興なるしきいエネルギーに ついて測定されたプローブの感度を表している９図５のグラフの縦軸は、曲線５ ８の場合の対数計数率である。計数は、最低しきいエネルギー２０ｋｅＶでの６ ４００計数毎秒から、中間しきいエネルギー１００ｋｅＶでの２２００計数毎秒 、曲線上のコンプトンエツジに示される最高しきいエネルギー２１０ｋｅＶでの ５５０計数毎秒まで変動した。

γ効率に対するβ効率の比率も図５の曲線６０に示されており、かかる比率は、 最低使用エネルギーしきい値の比率９からコンプトンエツジの比率１３０まで変 動した。

図５の曲線６２は、プローブをヨウ素１３１γ線で温性させた（ｆｌｏｏｄｉｎ ｇ）結果を示している。この場合、プローブ１０’は、ガラス容器の中に密封さ れたｌＯミリキューリーのヨウ素１３１放射線源からｌｏｃｍｌｌＬで置かれた 。ガラス容器の厚さは２ｍｍより厚く、すべてのβ線を遮断するのに効果的であ ると同時にγ線がプローブを「温性するＪ（ｆｌｏｏｄＪことを可能にする。プ ローブと椹注源の間にはその他の減衰媒体は一切据え付けられていなかった。コ ンプトンエツジ、即ち最高エネルギーしきい値では、２０秒間でｌＯ計数が記録 された。中間及び低エネルギーシきい値では、計数率はそれぞれ毎秒で２０１１ ｔＷｋ及び５６０１ｆ敷であった。

図５の曲線５８は総数射線計数を表し、曲線６２はγ計数率を表しており、β計 数とγ計数との間の比率は光電子増倍管のしきい値の範囲に渡って曲線６０とし て示されている。この曲線は、プローブがγ計数器よりはβ計数器としてよす有 効であることを証明している。

図１の二重プローブにおいては、シンチレータ−１２及び１４内でのγ線計数率 は、上記技術を温性するγ線を用いることにより、選択された各エネルギーしき い値について経験的に決定された。最低エネルギーしきい値２０ｋｅＶでの比率 は２．２であったが、これは手術中の適用に用いられる典型的な操作エネルギー しきい値であると思われる。その他のエネルギーしきい値においてその他の値が 得られたが、これらの値から表が作成され、コンピュータ３０の内部に記憶され る。

従って、シンチレータ−１２からの計数（γ線のみが見られる）に加重値（ｗｅ ｆｇ’ｔｅｄ　ｖａｌｕｅ）が与えられ、シンチレータ−１４が受け取った計数 （γ線及びβ線の両方を含む）から減じられる０例えば、しきい値２０ｋｅＶで はこの加重因子（重みづけ因子）は２．２であり、即ち、シンチレータ−１２の 計数に２．２を乗じてから、シンチレータ−１４の計数から減する。

図示される実施態様において、シンチレータ−１２とシンチレータ−１４の中心 は４ｍｍ離れている。従って、１ＯＣ１１離れた放射線源からのγ線の束は、あ らゆる実用的目的のために、γ線が温性している間は両方の検出器にとって同一 と着像し得る＋　２ｉＩの検出器のγ計数効率の比率が、コンプトンエツジとゼ ロの間の１０個の具なるエネルギーしきい値において測定された。シンチレータ −１２のエネルギーしきい値は、記録されるγ計数を最大にするために、ゼロ又 は非常に低いレベルに維持されていた。実際には、両方の光電子増倍管２２及び ２４のエネルギーしきい値は、受は取る計数の数を最大にするために可能な限り 低く、優れたＳ／Ｎ比に一致するように設定される。

図３は、フッ素１８について、図１の二重プローブのスペクトルを示している。

曲線６４は、シンチレータ−１４が受け取るエネルギー機能としてのβ線及びγ 線計数である０曲線６６は、シンチレータ−１２が受け取るエネルギー機能とし て示されるγ計数の測定数である。チャネル５５０に相当するエネルギー、即ち フッ素Ｉ８のコンプトンエツジのエネルギーレベルを越えるγ計数は事実全く受 け取られないことを注記しておく、従って、実際のところ、曲線６４上のチャネ ル５５０より高いすべての計数はβ線によるものであると想定できる。

単一プローブもまたβ線検出器として利用することができ、その場合に検出器の しきいエネルギーが、図３のグラフのチャネル５５０に象徴されるコンプトンエ ツジに調整されるということは、本発明に矛盾しない。

フッｌ１１８等のほとんどの標識のコンプトンエツジを越える計数率は低い、従 って好適な実施態様では、二重プローブのしきい値は上述のとおり可能な限り低 く、Ｓ／Ｎ比及び加重減法（ｗｅｉｇｈｔｅｄ　５ｕｂｔｒａｃｔｉｏｎ）と一 致するように設定され。

ｙＪ３の曲線６４及び６６の全スペクトル計数を利用する。

このプローブの重要な利点は、γ線の形態での遠隔パックグラウンド放射線を排 除し、優れた感度及び空間分解能でβ線を検出するという機能である０図示され る実施態様において、プローブは、数ミリメートル以内にある小さいβ線の放射 線源及び組織の位置を確認する機能を明らかにした。活発な電子がシンチレータ −１２及び１４の中で３６４　ｋｅＶのγ線を生成する場合もあるが、ヨウ素１ ３］のスペクトルの低い強度６３４ｋｅＶラインのような高エネルギーγ線が存 在する一方で、放射性医薬ａ識が優れた腹痛選択性を有していれば、これらのγ 線計数は腫瘍残査の位置の確認を妨げない。

組織内のβ線の飛程はプローブの検出の深さを数ミリメートルに制限するが、ヨ ウ素１２４、イツトリウム９ｏ及びガリウム６８のようなより飛程の長いβ線放 射線源がより深い検出範囲を提供することが理解されるべきである１例えば、ヨ ウ素１２４は２　、２　ＭｅＶ及びＩ　、　５　ＭｅＶで陽電子を放出する。二 重らの陽電子の組織内での飛程は約１０１１である。

例えば、標識を付された腫瘍トレーサーに入った２０ミリキユーリーのヨウ素１ ３］が患者に注入されていると想定する。プローブで】○計数毎秒を上述のとお り検出するためには、１０ミリグラムの腫瘍に触れる場合、腫瘍１グラムにつき 注入量の０．０　］％のトレーサーが腫瘍に組み込まれなければならない、この 計数率は、上述のとおり、最高しきい電圧、即ちヨウ素１３１のコンプトンエツ ジが２００ｋｅＶのプローブ感度に基づいている。プローブが再調整され、エネ ルギーしきい値が９０ｋａＶに設定された場合、１０ミリグラムの腫瘍は４０計 数毎秒を生成する。パックグラウンド放射線がプローブから１０ｃ鳳離れた１０ ミリキユーリーのγ線放射線源によって擬態された場合、上記の研究結果に基づ くと、プローブにおけるバックグラウンドγ計数率は２５計数毎秒になるものと 思われる。従って、ヨウ素１３１に用いられた図示されるプローブにおいて、１ ０ｍｇはどの小さい腫瘍を確認するのは全く困難ではないと思われる。

本発明の範囲から外れることなく、通常の知識を有する当業者によって多くの修 正及び変更が加えられ得る１例えば、２個の検出器を並べた構造のものに加えて 、あらゆる幾何学的構造に配した、あらゆる幾何学的形状を有する端面を備えた 複数の検出器が同様に使用され得る０例えば、同心状に配列された複数の検出器 、又は所定の適用において最も効果的に作動するように特に設計され、本発明の 教唆に従って考案される配列も使用し得る。従って、図示されている実施態様は 例証の目的のみのために示されており、本発明又はその適用を以下の請求の範囲 に制限するものとして解釈されるべきではない。

！−−牧 手術用放射線プローブは、β線に選択的に反応し、γ線に反応しないことにより 、放射性同位元素で識別された悪性組織を検出するように考案されている。プロ ーブは、それぞれ対応する光導体（１６，１８）を介してそれぞれ対応する光電 子増倍管（２２，２４）に光学的に連結された２値のプラスチック・シンチレー タ−（１２，１４）を備える。一方のプラスチック・シンチレータ−はβ線に対 して遮蔽され（３８）、もう一方のプラスチック・シンチレータ−はβ線及びγ 線の両方を検出できるように遮蔽されていない、二重プローブのγ線感度は経験 的に確立され、２傭のプローブからの出力を減じて、放射性同位元素識別組織か ら放出されるβ線を示す信号を残すための加重因子として使用される０組織内部 におけるβ線の飛程がより短いため、近接する放射性同位元素識別組織のみがプ ローブによって検出され、プローブをγ線に露出させる強度に放射性同位元素識 別されたより離れた組織は無視される。確実に識別される近接する放射性同位元 素識別組織は、外科手術によって摘出し得る０局所的β線が他の種類又は源の放 射線と区別されるべきいかなる適用においても、このプローブは使用可能である 。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．（ａ）任意に選択された位置のβ線及びγ線を検する第一手段と、（ｂ）β 線びγ、線のうち一方の射線のみを選択的に検出する手段で、該第一手段と連結 されている第二手段と、を備え、 近い放射源からのβ線が確実に検出され、かつ遠い射線源から放出されるγ線と 部別される、β線及びγ線の放射源からのβ線をバツクグラウンドγ線に優先し て検出するプローブ・システム。 ２．前記第一手段がシンチレーション検出器を備え、かつ前記第二手段が、β線 及びγ線の前記放射線源のコンプトンエッジを越える値の前記シンチレーション 検出器のしきいエネルギーの検出を調整する回路を備える、請求項１記載のプロ ーブ・システム。 ３．前記第一手段が、前記放射減からのβ線及びγ線を検出するように配置され 且つ形成された第一シンチレーション検出器を備え、前記第二手段が、前記放線 源からのγ線のみを検出する第二シンチレーシヨン検出器と、該第一シンチーシ ョン検出器及び第二シンチレーション検出器の出力間の加重差を生成する手段を 備え、該加重差がプローブ・システムにるβ線検出を表示する、請求項１記載の プローブ・システム。 ４．前記第二シンチレーション検出器が前記第一シンチレーション検出器と同一 のものであり、前記第二シンチーション検出器をβ線から遮蔽する手段をさらに 備える、請求項３記載のプローブ・システム。 ５．前記第二シンチレーション検出器を遮蔽する手段が、前記放射線源から放出 されるβ線のほぼすべてを吸収するのに十分な一定の厚さを有する導電被覆であ る、 請求項４記載のプローブ・システム。 ６．前記シンチレーション検出器が、 （ａ）プラスチック・シンチレーターと、（ｂ）該プラスチック・シンチレータ ーに光学的に連結された光導体と、（ｃ）該光導体を介し受け取られる該プラス チック・シンチレーターからの光を電気信号に変換する回路手段と を備える、請求項２記載のプローブ・システム。 ７．前記シンチレーション検出器が、 （ａ）プラスチック・シンチレーターと、（ｂ）該プラスチック・シンチレータ ーに光学的に連結された光導体と、（ｃ）該光導体を介して受け取られる該プラ スチック・シンチレーターからの光を電気信号に変換する回路手段と を備える、請求項３記載のプローブ・システム。 ８．前記シンチレーション検出器が、 （ａ）プラスチック・シンチレーターと、（ｂ）該プラスチック・シンチレータ ーに光学的に連結された光導体と、（ｃ）該光導体を介して受け取られる該プラ スチック・シンチーターからの光を電気信号に変換する回路手段と を備える、請求項５記載のプローブ・システム。 ９．β線及びγ線の前記プラスチック・シンチレーターヘの透過に実質的干渉を 与えることなく、プラスチック・シンチレータの光を密にする手段をさらに備え る、請求項６記載のプローブ・システム。 １０．（ｃ）β線及びγ線を検出するための、出力のある、第一検出器と、（ｂ ）γ線を検出するための、出力のある、第二検出器と、（ｃ）該第二検出器の出 力の加重値を該第一検出器の出力から減じ、前記二重プローブ・システムによっ て前記組織から検出されたβ線を示す信号を求める手段と を備え、 隣接組織からγ線が発していても、β線を利用することによって、放射性標識組 織の位置が確実且つ正確に確認される、β線及びγ線を放出する同位元素の標識 を付された放射性医薬標識組織から放出されるβ線を外科手術中に優先的に検出 する、二重プローブ・システム。 １１．．前記第一及び第二検出器が、プラスチック・シンチレーターを用いるシ ンチレーション検出器である、請求項１０記載の二量プローブ・システム。 １２．前記第一及び第二検出器が、光入力に応じて電気信号を生成するためのそ れぞれ対応する第一及び第二光電子増倍管と、前記第一及び第二プラスチック・ シンチレーター内のシンチレーション・イベントをそれぞれ前記第一及び第二光 電子増倍管に連結させる光伝達手段とをさらに備える、請求項１１記載の二重プ ローブ・システム。 １３．前記第二検出器が、β線から該第二検出器を遮蔽する手段を備える、請求 項１０記載の二重プローブ・システム。 １４．前記第一及び第二検出器によるβ線及びγ線の検出を実質的に干渉するこ となく、該第一及び第二検出器の光を密にする手段をさらに備える、請求項１３ 記載の二重プローブ・システム。 １５．前記減法手段が、前記第一及び第二検出器をγ線のみで溢注し、それぞれ の検出器のγ線感度比率を求めることによって経験的に決められる加重因子を使 用する、請求項１０記載の二重プローブ・システム。 １６．（ａ）第一検出器で前記組織からのβ線及びγ線を検出し、（ｂ）それと 同時に、第二検出器によりほぼ同じ位置で記器組織からのγ線を検出し、 （ｃ）記記第一検出器で検出されたβ線及びγ線の量と、前記第二検出器で検出 されたγ線の量を比較し、前記組織から放出されたβ線の量を表す、該第一及び 第二検出器により検出された放射線量の加重差を求める 工程を構え、 β線及びγ線同位元素の放射性標識を付された小量の組織からのγ線の存在が前 記第一及び第二検出器の位置からょり離れた位置で確認されたとしても、該組織 が前記第一及び第二検出器の位置付近で検出される、小量の放射性標識組織の位 置を手術中に確認する方法。 １７．β線及びγ線を検出し、且つγ線を検出する前記工程が、前記薬一検出器 をβ線及びγ線に露出させ、それと同時に前記第二検出器にβ線遮蔽物を据え付 ける工程により該第二検出器をγ線のみに露出させることにより、前記第一及び 第二検出器で行われる、請求項１６記載の方法。 １６．β線及びγ線に対する実質的遮蔽を据え付けることなく、前記第一及び第 二検出器を光から遮蔽する工程をさらに備える、請求項１７記載の方法。 １９．（ａ）β線及びγ線を検出することができるプラスチック・シンチレータ ーを有するシンチレーション検出器を据え付け、（ｂ）該シンチレーション検出 器によって検出可能なしきいエネルギーを、放射性同位元素のコンプトンエッジ に設定されたエネルギーしきい値に調節する 工程を備え、 γ線を生成する放射性標識遠隔組織があったとしても、放射性標識近接組織の位 置が確認される、 それぞれが放射性同位元素で標識を付された放射性標識遠隔組織の塊が存在する ところで、手術中に小量の放射性標識組織の位置を確認する方法の改良。 ２０．前記シンチレーション検出器によるβ線及びγ線の検出を実質的に干渉す ることなく、前記シンチレーション検出器の光を密にする工程をさらに備える、 請求項第１９記載の改良。