JPH068858B2 - Measuring probe - Google Patents
Measuring probeInfo
- Publication number
- JPH068858B2 JPH068858B2 JP8759089A JP8759089A JPH068858B2 JP H068858 B2 JPH068858 B2 JP H068858B2 JP 8759089 A JP8759089 A JP 8759089A JP 8759089 A JP8759089 A JP 8759089A JP H068858 B2 JPH068858 B2 JP H068858B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- probe
- light guide
- fibers
- scintillation
- fiber
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
- 239000000523 sample Substances 0.000 title claims description 55
- 239000000835 fiber Substances 0.000 claims description 49
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 claims description 11
- 239000002184 metal Substances 0.000 claims description 11
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 8
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 4
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 3
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 2
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 2
- 238000005452 bending Methods 0.000 claims 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 7
- 230000005250 beta ray Effects 0.000 description 6
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 6
- 238000002347 injection Methods 0.000 description 3
- 239000007924 injection Substances 0.000 description 3
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 description 2
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000000903 blocking effect Effects 0.000 description 2
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 description 1
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 description 1
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 1
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 230000005672 electromagnetic field Effects 0.000 description 1
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 1
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 1
- 238000007740 vapor deposition Methods 0.000 description 1
Landscapes
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 「産業上の利用分野」 本発明は生体中などの極低レベルのベータ線またはポジ
トロン（陽電子）を計測するための計測用プローブに関
するものである。The present invention relates to a measurement probe for measuring extremely low level beta rays or positrons (positrons) in a living body or the like.
「従来の技術」 従来、例えばベータ線の生体中の計測用プローブとして
は第14図に示すような半導体検出器が用いられていた。
これは、生体内の放射線の作用により半導体検出器(1)
の半導体素子(2)中に電子ホール対が生成されるのを利
用して検出し、これをすぐに変換器(3)で電気信号に変
換して同軸線路(4)により光検出器（図示せず）へ伝送
するようにしたものである。“Prior Art” Conventionally, for example, a semiconductor detector as shown in FIG. 14 has been used as a probe for measuring beta rays in a living body.
This is a semiconductor detector (1) due to the action of radiation in the living body.
A pair of electron holes is generated in the semiconductor element (2) of the detector to detect it, and this is immediately converted into an electric signal by the converter (3) and a photodetector (Fig. (Not shown).
「発明が解決しようとする課題」 この半導体検出器はベータ線を検出する部分に半導体素
子(2)が使われているため、生体などの温度による特性
変化や、周囲の電磁界の影響を受け易く、極低レベル時
の計測が困難であるという問題があった。また、半導体
検出器の小形化や形状変更が容易でないためベータ線の
検出範囲を自由に変化させることができず、さらにコス
トも高いという問題点があった。"Problems to be solved by the invention" Since this semiconductor detector uses the semiconductor element (2) in the part that detects beta rays, it is affected by changes in characteristics due to the temperature of the living body and the surrounding electromagnetic fields. However, there is a problem that the measurement is easy and it is difficult to measure at an extremely low level. Further, since it is not easy to downsize and change the shape of the semiconductor detector, the detection range of beta rays cannot be freely changed, and there is a problem that the cost is high.
本出願人は、半導体素子を用いた方式に代えて、シンチ
レーションファイバでベータ線またはポジトロンを検出
し、そのとき発生するせん光を導光部を介してそのまま
光検出器に送るようにしたものをすでに提案した。これ
は温度の変化や周囲の電磁器の影響を受けにくいという
特徴を有するが、極低レベル時の検出にやや問題があっ
た。The applicant of the present invention, instead of the method using a semiconductor element, detects a beta ray or a positron with a scintillation fiber and sends the flash light generated at that time to the photodetector as it is through the light guide section. Already proposed. This has a characteristic that it is not easily affected by changes in temperature and surrounding electromagnetic devices, but there was a problem in detection at an extremely low level.
本発明は、極低レベルのベータ線またはポジトロンを計
測できるものを得ることを目的とするものである。The present invention aims at obtaining an instrument capable of measuring extremely low levels of beta rays or positrons.
「課題を解決するための手段」 本発明はシンチレーションファイバから形成されたプロ
ーブ部と、このプローブ部に結合されて検出された光信
号をそのまま伝送する複数の導光用ファイバからなる導
光部と、この導光部の複数の導光ファイバ毎に結合され
た複数の光検出器とからなるものである。"Means for Solving the Problem" The present invention relates to a probe section formed of scintillation fiber, and a light guide section composed of a plurality of light guide fibers that are coupled to the probe section and transmit the detected optical signals as they are. , A plurality of photodetectors coupled to each of the plurality of light guide fibers of the light guide section.
「作用」 生体などの被計測体中に注射針を差込み、固定し、その
注射針の中を通してブローブ部を差込む。すると、プロ
ーブ部の先端のシンチレータにベータ線またはポジトロ
ンが当ることによってせん光を発生し、これがシンチレ
ーションファイバで検出され、さらに導光部の複数の導
光ファイバを通りそれぞれ独立した光検出器へ伝送され
る。複数の光検出部の出力は同時計測回路を含む信号処
理回路で処理される。単一の光検出部の出力を用いる場
合に比し、ノイズが極端に低減し、極低レベルのβ線ま
たはポジトロンが検出される。なお、シンチレーション
ファイバは可視光の入射を阻止するためのアルミ蒸着膜
などの遮光膜が設けられる。"Action" Insert the injection needle into the body to be measured, fix it, and insert the probe through the injection needle. Then, the scintillator at the tip of the probe part is exposed to beta rays or positrons to generate flash light, which is detected by the scintillation fiber and further transmitted through multiple light guide fibers in the light guide part to independent photodetectors. To be done. The outputs of the plurality of photodetectors are processed by the signal processing circuit including the simultaneous measurement circuit. Compared with the case where the output of a single photodetector is used, noise is extremely reduced, and extremely low level β rays or positrons are detected. The scintillation fiber is provided with a light-shielding film such as an aluminum vapor deposition film for blocking the incidence of visible light.
「実施例」 以下、本発明の実施例を図面に基づき説明する。[Examples] Examples of the present invention will be described below with reference to the drawings.
第１図において、(10)は被計測体である生体(19)に挿入
されるプローブ部、(11)は光信号を伝送する導光部、(1
2)は光検出器である。In FIG. 1, (10) is a probe part to be inserted into a living body (19) as an object to be measured, (11) is a light guide part for transmitting an optical signal, and (1)
2) is a photodetector.
前記プローブ部(10)の先端部(22)は、例えば直径が約0.
5mmの２本のシンチレーションファイバ(13)(13)の先端
をそれぞれ斜めに切断した後第２図に示すように互いに
その端面を接合し、また、先端部(22)だけが露出するよ
うにして他は第３図(a)のような長円形または(b)のよう
な円形の金属管(17)で被覆されている。なお、前記先端
部(22)の周囲に、必要に応じて測定可能なベータ線また
は陽電子エネルギーの最小値を考慮した上で、可視光を
阻止するためのアルミ蒸着膜のような遮光膜を形成して
もよい。The tip portion (22) of the probe portion (10) has, for example, a diameter of about 0.
Two 5 mm scintillation fibers (13) and (13) were cut at the tips respectively and then the end faces were joined together as shown in Fig. 2 and only the tips (22) were exposed. The others are covered with an elliptical metal tube (17) as shown in FIG. 3 (a) or a circular metal tube (17) as shown in (b). In addition, a light-shielding film such as an aluminum vapor-deposited film for blocking visible light is formed around the tip portion (22) in consideration of the minimum value of beta-ray or positron energy that can be measured if necessary. You may.
前記導光部(11)は前記シンチレーションファイバ(13)(1
3)に連結した導光用ファイバ(16)(16)からなり、この第
１図の例では導光用ファイバ(16)(16)は前記シンチレー
ションファイバ(13)(13)を一体に延長して形成する。ま
た、この導光用ファイバ(16)(16)の他端にはそれぞれ独
立した前記光検出器(12)(12)が結合されている。The light guide section (11) includes the scintillation fiber (13) (1
3) is composed of light guiding fibers (16) and (16) connected to each other. In the example of FIG. 1, the light guiding fibers (16) and (16) extend the scintillation fibers (13) and (13) integrally. To form. Further, independent photodetectors (12) and (12) are coupled to the other ends of the light guiding fibers (16) and (16), respectively.
前記シンチレーションファイバ(13)(13)の直径は一例で
あって、この直径や長さはベータ線またはポジトロンの
検出範囲、分解能等を考慮して最適となるように決定さ
れる。The diameter of the scintillation fiber (13) (13) is an example, and the diameter and length are determined to be optimum in consideration of the detection range, resolution, etc. of beta rays or positrons.
以上のようにして構成されたプローブ(18)を用い生体(1
9)でベータ線を検出するには、第４図に示すように、直
径約１mmの注射針のような中空の案内針(20)を生体(19)
に差込み、接着剤(21)で固定し、この案内針(20)の中空
部分にプローブ(18)を差込む。そしてプローブ部(10)の
先端部(22)にベータ線が当ることによってせん光を発生
する。すなわち、ベータ線のエネルギは一般に数10〜数
メガｅｖ（エレクトロンボルト）と高いので、シンチレ
ーションファイバ(13)(13)からなる先端部(22)中で多数
個の光子を一度に生成し、等方的に発生する。これらの
発生した光は導光部(11)の２本の導光ファイバ(16)(16)
に分割して伝送されてそれぞれ独立した光検出器(12)(1
2)に送られ、同時に受光される。Using the probe (18) configured as described above, a living body (1
In order to detect beta rays in 9), as shown in Fig. 4, a hollow guide needle (20), such as an injection needle with a diameter of about 1 mm, is attached to the living body (19).
Then, the probe (18) is inserted into the hollow portion of the guide needle (20). When the beta ray hits the tip portion (22) of the probe portion (10), flash light is generated. That is, since the energy of beta rays is generally as high as several tens to several mega ev (electron volt), a large number of photons are generated at once in the tip portion (22) composed of the scintillation fiber (13) (13), etc. It occurs directionally. The generated light is transmitted to the two light guide fibers (16) (16) of the light guide section (11).
Are transmitted separately and are transmitted independently of each other.
It is sent to 2) and received at the same time.
この２個の光検出器(12)(12)は第10図に示すように、そ
れぞれアンプ(23)(23)、タイミング識別回路(24)(24)に
導びかれる。ここでは信号レベルより小さいノイズ成分
を除去すると同時に、それぞれの電気パルスの到達時間
に対応したディジタルパルスを生成する。これらのパル
スは同時計数回路(25)にそれぞれ導びかれ、予め設定さ
れたある一定時間内に２つのパルスが生じたときのみを
信号イベントとして出力する。この出力頻度をカウンタ
(26)で計数し、コンピュータ(27)により記録、処理す
る。The two photodetectors (12) and (12) are led to amplifiers (23) and (23) and timing discrimination circuits (24) and (24), respectively, as shown in FIG. Here, noise components smaller than the signal level are removed, and at the same time, digital pulses corresponding to the arrival time of each electric pulse are generated. These pulses are respectively led to the coincidence counting circuit (25) and output as a signal event only when two pulses occur within a preset certain time. Counter this output frequency
It is counted by (26) and recorded and processed by the computer (27).
前記同時計数回路(25)における同時計数時間幅をτ、各
光検出器(12)(12)からのノイズをそれぞれＮ1、Ｎ2の計
数率とすると、これらのノイズは時間的に相関がないの
で、 Ｎ＝２τＮ1Ｎ2 で支えられる同時計数ノイズＮとなる。Assuming that the coincidence counting time width in the coincidence counting circuit (25) is τ and the noises from the photodetectors (12) and (12) are N 1 and N 2 count rates, respectively, these noises have a temporal correlation. Since there is none, there is a coincidence noise N supported by N = 2τN 1 N 2 .
例えばτ＝５ｎｓ、Ｎ1＝Ｎ2＝１kcpsとすると、 Ｎ＝１０-2 となり、単一の検出器出力のみを用いる場合に比較して
ノイズは1/105に低減する。For example, if τ = 5 ns and N 1 = N 2 = 1 kcps, then N = 10 −2 , and the noise is reduced to 1/10 5 as compared with the case where only a single detector output is used.
これにより生体内での極低レベルのベータ線検出が可能
となる。This enables extremely low level beta ray detection in vivo.
なお、ポジトロン検出の場合、ポジトロン消滅により生
ずるガンマ線でバックグラウンドを減少するため、ポジ
トロンの飛散に対して充分阻止能力があり、ガンマ線に
対して断面積が小さいように先端のシンチレーションフ
ァイバ(13)(13)の体積と材質が設定される。In the case of positron detection, the background is reduced by gamma rays generated by positron annihilation, so there is sufficient ability to prevent scattering of positrons, and the scintillation fiber (13) (13) ( The volume and material of 13) are set.
つぎに、本発明の他の実施例を説明する。Next, another embodiment of the present invention will be described.
前記第１図に示した実施例では、プローブ部(10)の先端
部(22)にて、シンチレーションファイバ(13)(13)を２本
に分岐したが、第５図に示すように、先端部(22)は１本
のシンチレーションファイバ(13)とし金属管(17)の内部
で２本の導光用ファイバ(16)(16)に分岐結合するように
してもよい。In the embodiment shown in FIG. 1, the scintillation fibers (13) and (13) are branched into two at the tip portion (22) of the probe portion (10), but as shown in FIG. The portion (22) may be a single scintillation fiber (13) and may be branched and coupled to the two light guiding fibers (16) and (16) inside the metal tube (17).
また、第６図に示すように、先端部(22)だけをシンチレ
ーションファイバ(13)とし、金属管(17)内は１本の導光
用ファイバ(16)として、金属管(17)の外部で２本に分岐
結合するようにしてもよい。Further, as shown in FIG. 6, only the tip portion (22) is used as the scintillation fiber (13), and the inside of the metal tube (17) is used as one light-guiding fiber (16). You may make it branch-coupling in two.
さらに、第７図に示すように、先端部(22)から金属管(1
7)内までを１本のシンチレーションファイバ(13)で構成
し、金属管(17)の外部で２本の導光用ファイバ(16)(16)
にて分岐結合するようにしてもよい。Further, as shown in FIG. 7, the metal pipe (1
7) The inside is composed of one scintillation fiber (13), and two light guiding fibers (16) (16) outside the metal tube (17)
It may be branched and connected at.
さらにまた、第８図に示すように、１本のシンチレーシ
ョンファイバ(13)を180度屈曲させ、その先端部(22)を
露出させ、かつ導光部(11)もすべてシンチレーションフ
ァイバ(13)で構成するようにしてもよい。Furthermore, as shown in FIG. 8, one scintillation fiber (13) is bent 180 degrees to expose its tip (22), and the light guide (11) is also made entirely of scintillation fiber (13). It may be configured.
第９図はプローブ部(10)の先端部(22)から金属管(17)の
内部、導光部(11)とすべて導光ファイバ(16)を用いて構
成し、露出した先端部(22)のみ螢光体(28)を塗布したも
のとすることもできる。FIG. 9 shows a structure in which the inside of the metal tube (17) from the tip portion (22) of the probe portion (10), the light guide portion (11) and the light guide fiber (16) are all used to expose the exposed tip portion (22). It is also possible to apply the fluorescent substance (28) only to ().
第11図はプローブ部(10)を、第１、第２、第３の３本の
シンチレーションファイバ(13a)(13b)(13c)で構成し、
第１(13a)と第２(13b)、第２(13b)と第３(13c)、第３(1
3c)と第１(13a)の各２本を対として光検出器(12a)(12b)
(12c)に結合し、さらにオア回路(29)、カウンタ(26)を
経てコンピュータ(27)に結合する。このような構成とす
ることにより、さらに効率が向上する。FIG. 11 shows that the probe part (10) is composed of three scintillation fibers (13a) (13b) (13c) of first, second and third,
First (13a) and second (13b), second (13b) and third (13c), third (1
3c) and the first (13a) two each as a pair photodetector (12a) (12b)
(12c), and further connected to the computer (27) via the OR circuit (29) and the counter (26). With such a structure, the efficiency is further improved.
つぎに、第12図はプローブ部(10)を２本のシンチレーシ
ョンファイバ(13a)(13b)が略接するように構成し、これ
にβ線が入射したとき、散乱により２本ともせん光を起
こした例を示すものである。この第12図の光検出器(12)
(12)を第10図の回路に結合すると、β線の散乱を利用し
て同時計数による低ノイズのβ線が検出できる。Next, FIG. 12 shows that the probe section (10) is configured so that the two scintillation fibers (13a) and (13b) are substantially in contact with each other, and when β rays are incident on these, both of them generate flash light due to scattering. It shows an example. This photodetector of Fig. 12 (12)
When (12) is coupled to the circuit of FIG. 10, low noise β-rays due to coincidence counting can be detected by utilizing β-ray scattering.
つぎに、第13図はプローブ部(10)を４本のシンチレーシ
ョンファイバ(13a)(13b)(13c)(13d)で構成し、２本ずつ
の組合せ(13a)と（13b)、(13a)と(13c)、(13a)と(13
d)、(13b)と(13c)、(13b)と(13d)、(13c)と(13d)のそれ
ぞれアンド回路(30a)(30b)(30c)(30d)(30e)(30f)をと
り、全体をオア回路(31)で結合することによって同時計
数すると、β線を散乱の利用による検出効率がより一層
上昇する。Next, FIG. 13 shows that the probe part (10) is composed of four scintillation fibers (13a) (13b) (13c) (13d), and a combination of two fibers (13a), (13b), (13a). And (13c), (13a) and (13
d), (13b) and (13c), (13b) and (13d), and (13c) and (13d) AND circuits (30a) (30b) (30c) (30d) (30e) (30f). , And the simultaneous counting is performed by combining the whole with an OR circuit (31), the detection efficiency of β-rays is further increased by utilizing the scattering.
「発明の効果」 本発明は上述のように構成したので、ベータ線またはポ
ジトロンを検出するプローブ部を極めて小型にでき、生
体等の微小領域のベータ線やポジトロンを検出すること
ができる。また、プローブ部、導光部とも電気的な信号
を伝送する部分がなく、光で信号を伝送するので、電磁
ノイズの影響を受けず、また途中でノイズを増加させる
要因となる部分がない。さらに、本発明の最も特徴とす
るところは、極低レベルのベータ線をＳ／Ｎ良く検出で
きるというすぐれた効果を有する。[Advantages of the Invention] Since the present invention is configured as described above, the probe unit for detecting beta rays or positrons can be made extremely small, and beta rays or positrons in a minute region such as a living body can be detected. Further, neither the probe portion nor the light guide portion has a portion for transmitting an electrical signal, and since the signal is transmitted by light, there is no influence of electromagnetic noise, and there is no portion which increases noise on the way. Further, the most characteristic feature of the present invention is that it has an excellent effect that an extremely low level beta ray can be detected with good S / N.
第１図は本発明によるプローブの一部切欠いた正面図、
第２図はＡ−Ａ線断面図、第３図(a)(b)はＢ−Ｂ線の異
なる例の断面図、第４図は生体などの被計測体へ差込ん
だ状態の断面図、第５図、第６図、第７図、第８図およ
び第９図は本発明によるプローブの２本に分岐した他の
実施例の断面図、第10図は処理回路のブロック図、第11
図は本発明によるプローブの３本に分岐した実施例の説
明図、第12図および第13図は本発明のさらに異なる例の
説明図、第14図は従来のプローブの断面図である。 (10)…プローブ部、(11)…導光部、(12)(12a)(12b)(12
c)(12d)…光検出器、(13)(13a)(13b)(13c)…シンチレー
ションファイバ、(16)…導光ファイバ、(17)…金属管、
(18)…プローブ、(19)…生体などの被計測体、(20)…案
内針、(21)…接着剤、(22)…先端部、(23)…アンプ、(2
4)…タイミング識別回路、(25)…同時計数回路、(26)…
カウンタ、(27)…コンピュータ、(28)…螢光体、(29)…
オア回路、(30a)〜(30f)…アンド回路、(31)…オア回
路。FIG. 1 is a partially cutaway front view of a probe according to the present invention,
FIG. 2 is a cross-sectional view taken along the line AA, FIGS. 3 (a) and (b) are cross-sectional views taken along a different line BB, and FIG. 4 is a cross-sectional view showing a state in which the measurement object such as a living body is inserted. 5, FIG. 6, FIG. 7, FIG. 8, FIG. 8 and FIG. 9 are sectional views of another embodiment of the probe according to the present invention branched into two, and FIG. 10 is a block diagram of a processing circuit. 11
FIG. 12 is an explanatory view of an embodiment in which a probe according to the present invention is branched into three, FIG. 12 and FIG. 13 are explanatory views of still another example of the present invention, and FIG. 14 is a sectional view of a conventional probe. (10) ... Probe section, (11) ... Light guide section, (12) (12a) (12b) (12
c) (12d) ... Photodetector, (13) (13a) (13b) (13c) ... Scintillation fiber, (16) ... Light guiding fiber, (17) ... Metal tube,
(18) ... probe, (19) ... body to be measured, (20) ... guide needle, (21) ... adhesive, (22) ... tip part, (23) ... amplifier, (2
4) ... Timing identification circuit, (25) ... Simultaneous counting circuit, (26) ...
Counter, (27) ... Computer, (28) ... Fluorescent material, (29) ...
OR circuit, (30a) to (30f) ... AND circuit, (31) ... OR circuit.
Claims (13)
プローブ部と、このプローブ部に結合されて検出された
光信号をそのまま伝送する複数の導光用ファイバからな
る導光部と、この導光部の複数の導光ファイバ毎に結合
された複数の光検出器とからなることを特徴とする計測
用プローブ。1. A probe section formed of scintillation fiber, a light guide section composed of a plurality of light guide fibers coupled to the probe section and transmitting the detected optical signal as it is, and a plurality of the light guide sections. And a plurality of photodetectors coupled to each of the light guiding fibers of the measuring probe.
は金属管で被覆してなる請求項(1)記載の計測用プロー
ブ。2. The measuring probe according to claim 1, wherein the probe portion is exposed only at the tip end and is covered with a metal tube.
ンファイバを斜めに切断して互いに結合してなる請求項
(1)または(2)記載の計測用プローブ。3. The tip of the probe part is formed by obliquely cutting two scintillation fibers and connecting them to each other.
The measuring probe according to (1) or (2).
ョンファイバを１８０度屈曲せしめてなる請求項(1)ま
たは(2)記載の計測用プローブ。4. The measurement probe according to claim 1, wherein one end of the probe portion is formed by bending one scintillation fiber by 180 degrees.
ョンファイバからなる請求項(1),(2),(3)または(4)記載
の計測用プローブ。5. The measurement probe according to claim 1, wherein both the probe part and the light guide part are made of scintillation fiber.
らなり、導光部は導光ファイバからなる請求項(1),(2),
(3)または(4)記載の計測用プローブ。6. The probe part is made of scintillation fiber, and the light guide part is made of light guide fiber.
The measuring probe according to (3) or (4).
ファイバからなり、プローブ部の金属管内と導光部は導
光ファイバからなる請求項(1),(2),(3)または(4)記載の
計測用プローブ。7. The method according to claim 1, wherein only the tip portion of the probe portion is made of scintillation fiber, and the inside of the metal tube of the probe portion and the light guide portion are made of light guide fibers. Measuring probe.
(1),(2),(3),(4),(5),(6)または(7)記載の計測用プロー
ブ。8. The probe is branched at the tip of the probe.
The measuring probe according to (1), (2), (3), (4), (5), (6) or (7).
項(2),(5),(6)または(7)記載の計測用プローブ。9. The measurement probe according to claim 2, wherein the probe is branched in a metal tube.
なる請求項(1),(2),(5),(6)または(7)記載の計測用プロ
ーブ。10. The measurement probe according to claim 1, wherein the probe is branched at a connecting point between the probe section and the light guide section.
ンファイバを結合してなる請求項(1),(2),(5),(6),(7),
(8),(9)または(10)記載の計測用プローブ。11. The probe section is formed by connecting three or more scintillation fibers (1), (2), (5), (6), (7),
The measuring probe according to (8), (9) or (10).
ーションファイバを略接してなり、これらのシンチレー
ションファイバのうち少なくとも２本が放射線の散乱に
よりせん光を起こしたとき、このせん光による信号を同
時計数により検出する同時計数回路を具備してなる請求
項(1),(2),(3),(4),(5),(6),(7)または(11)記載の計測
用プローブ。12. The tip of the probe portion is formed by substantially contacting two or more scintillation fibers, and when at least two of these scintillation fibers cause flashing due to scattering of radiation, signals by the flashing are simultaneously generated. The measuring probe according to claim 1, which comprises a coincidence counting circuit for detecting by counting (1), (2), (3), (4), (5), (6), (7) or (11). .
してなるプローブ部と、このプローブ部に結合されて検
出された光信号をそのまま伝送する複数の導光用ファイ
バからなる導光部と、この導光部の複数の導光ファイバ
毎に結合された複数の光検出器とからなることを特徴と
する計測用プローブ。13. A light guide comprising a probe part having a fluorescent material coated on the outer circumference of the tip of a light guide fiber, and a plurality of light guide fibers coupled to the probe part and transmitting the detected optical signal as it is. And a plurality of photodetectors connected to each of the plurality of light guide fibers of the light guide section.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8759089A JPH068858B2 (en) | 1989-04-06 | 1989-04-06 | Measuring probe |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8759089A JPH068858B2 (en) | 1989-04-06 | 1989-04-06 | Measuring probe |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02266286A JPH02266286A (en) | 1990-10-31 |
| JPH068858B2 true JPH068858B2 (en) | 1994-02-02 |
Family
ID=13919215
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8759089A Expired - Fee Related JPH068858B2 (en) | 1989-04-06 | 1989-04-06 | Measuring probe |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH068858B2 (en) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH06214035A (en) * | 1993-01-18 | 1994-08-05 | Hamamatsu Photonics Kk | Scintillation detecting device |
| JPH10213663A (en) * | 1997-01-29 | 1998-08-11 | Mitsubishi Electric Corp | Local dosimeter |
| JP5315507B2 (en) * | 2008-06-04 | 2013-10-16 | チェック−キャップ リミテッド | Device for imaging body tissue |
| JP4634494B2 (en) * | 2008-10-31 | 2011-02-16 | 独立行政法人 宇宙航空研究開発機構 | Radiation source position detection system and radiation source position detection probe |
| FR2981757B1 (en) * | 2011-10-24 | 2014-04-04 | Centre Nat Rech Scient | METHOD FOR DETERMINING THE IRRADIATION DOSE DEPOSITED IN A SCINTILLATOR BY IONIZING RADIATION AND ASSOCIATED DEVICE |
| JP6512861B2 (en) * | 2015-02-26 | 2019-05-15 | 国立大学法人千葉大学 | Cancer diagnostic equipment |
| CN112987074B (en) * | 2021-02-09 | 2024-01-23 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | Three-dimensional array X-ray detector, X-ray detection unit and preparation method thereof |
-
1989
- 1989-04-06 JP JP8759089A patent/JPH068858B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH02266286A (en) | 1990-10-31 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3041086B2 (en) | Radiation detector for intraluminal insertion | |
| US5424546A (en) | Scintillation counter having two scintillation fibers provided in series and which emit at different wavelengths | |
| US6456869B1 (en) | Solid state beta-sensitive surgical probe | |
| US5744805A (en) | Solid state beta-sensitive surgical probe | |
| US6858847B1 (en) | Circuit and method for energy discrimination of coincident events in coincidence detecting gamma camera system | |
| US20020195565A1 (en) | PET scanner | |
| US4843245A (en) | Scintillation detector for tomographs | |
| US20060243913A1 (en) | Detector element for spatially resolved detection of gamma radiation | |
| CN109259786A (en) | Energy based on LYSO scintillator PET system is from scale method | |
| US7737408B2 (en) | Monolithic scintillators with optical fiber read-out | |
| JPH068858B2 (en) | Measuring probe | |
| JPH0274890A (en) | Coupling type scintillator | |
| JPH067163B2 (en) | Measuring probe and scintillation detector | |
| KR101330117B1 (en) | Positron emission tomography scanner with multi-channel photo-sensor and gamma-ray energy | |
| CN109407139A (en) | Combine scintillation crystal and radiation detector assembly and system including combining scintillation crystal | |
| JPH09243752A (en) | Optical fiber type large area radiation monitor | |
| JP3124306B2 (en) | Distribution detector of the radiation material inside the pipe | |
| JPS61132888A (en) | Positron CT device | |
| JPH081461B2 (en) | Radiation detector | |
| JPH05249247A (en) | Scintillation detector | |
| CN209400706U (en) | Combined scintillation crystal and radiation detection device comprising the combined scintillation crystal | |
| JP4480865B2 (en) | Scintillation detector and method for detecting beta plus line | |
| JP2650420B2 (en) | Radioactive contamination measurement device | |
| JPS6058428B2 (en) | Radiation detection device for surface contamination monitor | |
| CN220019891U (en) | Gamma probe and detection system thereof |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |