(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ガンマ線光子と、特性Ｘ線光子と、コンプトン散乱した光子の関係付けられた連続体とを発生する少なくとも１つの放射線で識別されるトレーサが付与された組織体の、基準点に対する位置を探知する装置（２０）であって、
放射線検出手段（２２）と、信号処理手段（３０Ｂ）と、信号分析手段（３０Ｉ乃至３０Ｒ）とを備え、
該放射線検出手段が、放射線で識別される組織に隣接する位置に位置決め可能であり、これにより、放出された光子を検出し且つ受け取った光子を表す電気信号を提供し、
前記放射線検出手段と、前記組織を保有する身体又は試料に関するその位置とが、基準点を設定し、
前記信号処理手段が、前記電気信号から、エネルギの関数として、検出された光子の数を表す処理した電気信号を発生させ、
前記信号分析手段（３０Ｉ乃至３０Ｒ）が、前記処理した電気信号を受け取りかつ複数の所定の基準比を利用するように配置された比計算手段（３０Ｎ）を備え、
前記基準比の各々が、放出されたガンマ線の光子と所定の種類の組織を透過して所定の距離を進んだ後、少なくとも１つの放射線で識別されるトレーサから放射された特性Ｘ線光子との比であり、
前記比計算手段が、前記処理した電気信号を利用して、受け取った特性Ｘ線光子を表す前記処理した電気信号の部分を構成する特性Ｘ線光子の数と、受け取ったガンマ線光子を表す前記処理した電気信号の部分を構成するガンマ線光子の数との比を表す、計算した比を提供し、前記計算した比と前記所定の基準比の少なくとも１つとを比較し、前記放射線で識別される組織体の前記基準点に関する位置を設定するように配置されている、
ことを特徴とする装置。
【請求項２】
請求項１に記載の装置において、前記処理した電気信号の最小部分のみがコンプトン散乱した光子を表すようにする第一の手段（３０Ｌ乃至３０Ｍ）を備えることを特徴とする装置。
【請求項３】
請求項２に記載の装置において、前記信号処理手段が、前記第一の手段（３０Ｌ乃至３０Ｍ）を備え、前記第一の手段が、前記電気信号から、前記検出手段が受け取ったコンプトン散乱した光子を表す部分を略排除し得るように配置されることを特徴とする装置。
【請求項４】
請求項１ないし３の何れかに記載の装置において、前記信号分析手段が、前記処理した電気信号の少なくとも一部を包含する光子エネルギの少なくとも１つの範囲を設定する一方、前記処理した電気信号のその他の部分を排除する、窓部設定手段（３０Ｋ）を備えることを特徴とする装置。
【請求項５】
請求項４に記載の装置において、前記信号分析手段が、複数の帯域幅を有する多チャンネル分析器（３０Ｉ）を備えていることを特徴とする装置。
【請求項６】
請求項４又は５に記載の装置において、前記窓部設定手段（３０Ｋ）が光子エネルギの第１の範囲及び光子エネルギの第２の範囲を設定し、
前記第１の範囲が前記処理した電気信号の第１の部分の少なくとも一部を包含し、前記第１の部分が受け取った特性Ｘ線光子を表し、
前記第２の範囲が前記処理した電気信号の第２の部分の少なくとも一部を包含し、前記第２の部分が受け取ったガンマ線光子を表す、
ことを特徴とする装置。
【請求項７】
請求項１ないし６の何れかに記載の装置において、前記信号分析手段が最高値の識別手段（３０Ｊ）を備え、前記識別手段（３０Ｊ）は、受け取った特性Ｘ線光子を表す処理した電気信号の部分と所定の基準の特性Ｘ線の最高値の信号とを比較し、及び／又は受け取ったガンマ線光子を表す処理した電気信号の部分と所定の基準のガンマ線の最高値の信号とを比較するように、配置されることを特徴とする装置。
【請求項８】
請求項１ないし７の何れかに記載の装置において、前記信号分析手段が、受け取ったガンマ線光子を表す前記処理した電気信号の第２の部分のガンマ線光子の総数から、受け取った特性Ｘ線光子を表す前記処理した信号の第１の部分の特性Ｘ線光子に対応するガンマ線光子を減算する、減算手段（３０Ｐ）を備えることを特徴とする装置。
【請求項９】
請求項１ないし８の何れかに記載の装置において、前記信号分析手段（３０Ｑ）が、受け取った特性Ｘ線光子を表す前記処理した電気信号の第１の部分及び第２の部分、及び受け取ったガンマ線光子を表す前記処理した電気信号の第１の部分及び第２の部分の少なくとも選択された一つの部分の形状を分析する、スペクトルの線形分析手段を備えることを特徴とする装置。
【請求項１０】
請求項９に記載の装置において、前記スペクトルの線形の信号分析手段（３０Ｑ）が、受け取った特性Ｘ線光子を表す前記処理した電気信号の第１の部分及び第２の部分、及び受け取ったガンマ線光子を表す前記処理した電気信号の第１の部分及び第２の部分の少なくとも選択された一つの部分における非対称の程度を測定することを特徴とする装置。
【請求項１１】
請求項９又は１０に記載の装置において、
前記スペクトルの線形の信号分析手段（３０Ｑ）が、複数の基準の形状を利用し、該基準の形状の少なくとも１つが、所定の種類の組織を透過して所定の距離だけ進んだ後、少なくとも１つの放射線で識別されるトレーサから生じた特性Ｘ線光子を表す前記処理した電気信号の第１の部分及び第２の部分、及びガンマ線光子を表す前記処理した電気信号の第１の部分及び第２の部分の少なくとも選択された一つの部分を表し、
前記信号分析手段が、前記処理した電気信号の少なくとも１つの部分の形状と前記複数の基準形状の少なくとも１つとを比較する、
ことを特徴とする装置。
【請求項１２】
請求項９ないし１１の何れかに記載の装置において、
前記信号分析手段（３０Ｑ）が、複数の基準の形状を利用し、該基準の形状の少なくとも１つが、所定の種類の組織を透過して所定の距離だけ進んだ後、少なくとも１つの放射線で識別されるトレーサから生じる前記処理した電気信号のガンマ線部分を表し、前記基準の形状の少なくとももう一方が、所定の種類の組織を透過して所定の距離だけ進んだ後、少なくとも１つの放射線で識別されるトレーサから生じる前記処理した電気信号の特性Ｘ線部分を表し、
前記信号分析手段が、前記処理した電気信号の少なくとも１つの部分の形状と、前記複数の基準形状の少なくとも１つとを比較することを特徴とする装置。
【請求項１３】
請求項９ないし１２の何れかに記載の装置において、前記信号分析手段が、露出した面又は組織の外面の下方にある放射線標識した組織の深さを表示することを特徴とする装置。
【請求項１４】
請求項１ないし１３の何れかに記載の装置において、
前記信号分析手段が、受け取った特性Ｘ線光子と受け取った前記ガンマ線光子との比を表す少なくとも１つの信号を提供する信号発生手段（３０Ｓ）を備え、該信号が、前記比が前記放射線で識別されるトレーサの前記光子の天然存在率に対して適当となったときを表示することを特徴とする装置。
【請求項１５】
ガンマ線光子と、特性Ｘ線光子と、コンプトン散乱した光子の関係付けられた連続体とを発生する少なくとも１つの放射線で識別されるトレーサが付与された組織に対して、核医学の用途にて使用される放射線検出装置（２２）を定位する装置（２０）にして、
前記放射線検出装置（２２）と、信号処理手段（３０）とを備え、
該放射線検出装置が、前記ガンマ線光子、特性Ｘ線光子及びコンプトン散乱した光子を受け入れ、かつ受け取った光子を表す電気信号を提供し、
前記信号処理手段が、前記放射線検出手段に接続され、少なくとも一つの放射線で識別されるトレーサで生じた約10keV以下の特性Ｘ線光子の狭小なエネルギ窓部を設定し、ガンマ線光子の最大値を除去して、前記狭小なエネルギ窓部内で前記放射線検出装置により受け取られた光子を表す出力信号を与え、
前記信号処理手段が、前記狭小なエネルギ窓部内で受け取られた光子を表す出力信号を受け取り、かつ複数の所定の基準比を利用するように配置された比計算手段（３０Ｎ）を備え、
前記基準比の各々が、放出されたガンマ線の光子と所定の種類の組織を透過して所定の距離を進んだ後、少なくとも１つの放射線で識別されるトレーサから放射された特性Ｘ線光子との比であり、
前記比計算手段が、前記狭小なエネルギ窓部内で受け取られた光子を表す出力信号を利用して、受け取った特性Ｘ線光子の数と、受け取ったガンマ線光子の数との比を計算し、前記計算した比と前記所定の基準比の少なくとも１つとを比較するように配置されている、
ことを特徴とする装置。
【請求項１６】
請求項１５に記載の装置において、前記定位する装置（２０）のみが前記放射線検出装置を定位するために使用され、前記放射線検出装置が外科手術用プローブ、ガンマカメラ、経皮的生検プローブ、及び内視鏡用プローブを備えることを特徴とする装置。
【請求項１７】
放射線で識別される組織体の、基準点に対する位置を探知する方法にして、
ａ）ガンマ線光子と、特性Ｘ線光子と、コンプトン散乱した光子の関係付けられた連続体とを発生させる放射性トレーサを前記組織に提供することと、
ｂ）発生する光子を検出し且つ受け取った光子を表す電気信号を提供すべく前記組織に隣接する放射線検出手段（２２）を提供することと、
ｃ）前記放射線検出手段を利用して前記基準点を設定することと、
ｄ）前記電気信号を処理し、エネルギの関数として、検出された光子の数を表す処理した電気信号を発生させることと、
ｅ）前記処理した電気信号を受け取りかつ複数の所定の基準比を利用することとを備え、前記基準比の各々が、放出されたガンマ線の光子と所定の種類の組織を透過して所定の距離を進んだ後、少なくとも１つの放射線で識別されるトレーサから放射された特性Ｘ線光子との比であり、
ｆ）前記処理した電気信号を利用して、受け取った特性Ｘ線光子を表す前記処理した電気信号の部分を構成する特性Ｘ線光子の数と、受け取ったガンマ線光子を表す前記処理した電気信号の部分を構成するガンマ線光子の数との比を表す、計算した比を提供し、前記計算した比と前記所定の基準比の少なくとも１つとを比較し、前記基準点に関する放射線で識別される組織体の空間座標を設定する、
ことを特徴とする方法。
【請求項１８】
ガンマ線光子、特性Ｘ線光子及びコンプトン散乱した光子の関係付けられた連続体を発生する少なくとも１つの放射線で識別されるトレーサが付与された組織を含む、核医学の用途にて放射線検出装置（２２）を位置決めする方法にして、
ａ）約10keV以下で且つ約１keV以上であり、前記放射線で識別されるトレーサの特性Ｘ線光子の上に中心がある、狭小なエネルギ窓部を設定することと、
ｂ）前記狭小なエネルギ窓部内で前記放射線検出装置により受け取った光子を表す出力信号を提供することと、
ｃ）前記狭小なエネルギ窓部内で受け取られた光子を表す出力信号を受け取り、かつ複数の所定の基準比を利用することとを備え、前記基準比の各々が、放出されたガンマ線の光子と所定の種類の組織を透過して所定の距離を進んだ後、少なくとも１つの放射線で識別されるトレーサから放射された特性Ｘ線光子との比であり、
ｄ）前記狭小なエネルギ窓部内で受け取られた光子を表す出力信号を利用して、受け取った特性Ｘ線光子と、受け取ったガンマ線光子の数との比を計算し、前記計算した比と前記所定の基準比の少なくとも１つとを比較する，
ことを特徴とする方法。
【発明の詳細な説明】
発明の背景
本発明は、全体として、体内、例えば、生物の身体、又は生物からの診断用組織試料内の構造体の空間的座標を求めるべく、放射線を検出し、また、放射線検出装置と上記の構造体との間に介在する組織（「介在組織」）の密度を推定するための装置、及びその方法に関する。具体的には、本発明は、診断方法のため、Ｘ線、ガンマ線、Ｘ線とガンマ線との組み合わせを含む、スペクトル帯域が広い光子放射線を利用する方法及びその装置に関する。
本発明が関係する幾つかの特定の装置及び方法の例は、開放性外科手術、内視鏡下手術、経皮的方法、開放性及び閉塞性生検法にて、及び生体外の組織試料について使用される携帯型の核摂取プローブ、並びに、手術に使用されるものを含む、核医学像形成カメラ（「ガンマカメラ」）がある。
手術用の核摂取プローブを含む放射線検出装置によって患者の体内の組織の定位及び分画に影響を与えるべく、その組織を標識するために放射性トレーサとして公知の放射性化学薬剤を使用することは、少なくとも40年前から、医学文献に開示されている。例えば、癌のような特定の病気の診断及び／又は治療において、腫瘍、又は診床的に関心のあるその他の組織（特定のリンパ節）の如き、病変した組織を認識し、又は識別する物質を体内に導入する。かかる物質の例としては、それ自体が放射性の性質を有する、適当な溶液中における、イオダイン１２５、イオダイン１３１、リン３２がある。その他の例には、放射線同位元素によって標識をした、単クローン抗体、ペプチド、及びある種のコロイドがある。組織を認識し、又は識別する物質と放射線同位元素とを組み合わせたものが全体として、放射性トレーサと称されている。同様に、それ自体が、関心のある組織を認識し得る放射線同位元素（例えば、イオダイン１２５）も放射性トレーサと称されている。
静脈内に注入すれば、この放射性トレーサは体内を循環する。その放射性トレーサが標的とする組織細胞に出会ったならば、その放射性トレーサは、集中的な量にてこれらの細胞に接着し、又はその細胞に吸収される（即ち、「摂取」される）。臨床的に関心のある、標的とされた組織細胞によって多量の放射性トレーサが摂取される箇所は、「特性的な摂取」領域として公知である。実際には、その特性的な摂取箇所にて摂取される量は、注入した放射性トレーサの全量の極く僅かな比率、例えば、１乃至５％以下にしか過ぎない。注入された放射性トレーサの残分は、循環する血液、健康な骨髄、肝臓及び腎臓を含む、例えば、非癌性組織のような、臨床的に関心外の身体の他の領域、及び組織に循環する。放射性トレーサの放射線同位元素は、放射線崩壊する。即ち、放射線同位元素は、時間の経過と共に、瞬間的に核遷移し、その結果、典型的に、ガンマ線光子及びＸ線光子を含む放射線が放出される。
放射性トレーサは、循環して、体内に位置する組織及び器官と相互作用し、このため、これらの光子は、臨床的に関心のない位置から、及び特性的な摂取位置から雑多な方向に放出される。核医学の従来技術の方法によれば、医者は、例えば、非癌性組織、循環する血液及び健康な骨髄、肝臓、及び腎臓のような、臨床的に関心のない発生源から放出された全ての光子を評価の対象から除く一方、特性的な摂取位置から放出されたたガンマ線光子を検出し且つ評価しようとする。
放射性トレーサから放出されたガンマ線光子のエネルギは、核同位元素に特定のものである。こうしたガンマ線は、その発生時点において、「全エネルギ」、又は「主たる」ガンマ線と称される。放出された光子が十分なエネルギを有して、ガンマカメラに像を形成するのに十分な量にて患者の身体から出るためには、そのエネルギは、約60keV以上でなければならない。一般的に使用される放射性トレーサの場合、ガンマ線のエネルギは、約511keVと大きい。一例として、核医学にて使用されることが多い同位元素である、テクネチウム９９ｍが崩壊するとき、その時間の89％にて、全エネルギ140keVガンマ線が放出される。天然存在比（「存在率」）、又は収率は、関心のある分子、この場合、140keVの全エネルギガンマ線光子を発生させることになる、放射線同位元素の核が崩壊し、または崩変する時間のパーセントを意味するものとする。一般的に使用されるもう１つの放射線同位元素である、インジウム１１１は、存在率が89.6％のとき、172keVの全エネルギガンマ線を放出し、また、存在率が93.9％のとき、247keVの全エネルギガンマ線を放出する。
こうしたガンマ線を放出する放射線同位元素は、また、特性Ｘ線を放出する。この特性Ｘ線は次のようにして発生される。即ち、核が放射性崩壊すると、旋回殻の１つ、多くの場合、その内側の旋回殻から電子が取り出されることがある。外側旋回殻の１つからの電子は、その内側殻体まで迅速に落下して戻り、放出された電子に置換し、このため原子はその基底状態に戻る。この動作の結果、特性Ｘ線が放出される。放出されたこのＸ線は、そのエネルギが関係する特定の元素に特有のものであるため、「特性」として説明する。核医学にて使用される放射線同位元素からの特性Ｘ線の放射物は、典型的に低エネルギである。即ち、約15乃至30keVである。例えば、テクネチウム９９ｍが放射性崩壊する結果、存在率が7.5％のとき、上述した140keVガンマ線に加えて、約19keVのテクネチウムの特性Ｘ線が生じる。インジウム１１１が放射性崩壊する結果、存在率が83.5％のとき、約24keVのカドミウムの特性Ｘ線が生じる。
核放射線同位元素の各々により放出された特性Ｘ線の数と全エネルギガンマ線の数との比は一定で且つ既知であり、関連する存在率の数値に反映する。
従来技術の核医学方法において、一つの場合、医者は、典型的に、全エネルギガンマ線のみを利用してに関心のある癌性又はその他の組織の位置を探知するが、Ｘ線及びガンマ線の検出による２つの信号を別個に測定し且つ比較することなく、その２つの信号を組み合わせて使用することが行われつつある。このことは、オハイオ州、コロンバスのネオプローブ・コーポレーション（Neoprobe Corporation）が製造する、ネオプローブ（NEOPROBE）装置を使用して行なわれいる。このネオプローブ装置は、イオダイン１２５からの27keVのＸ線及び35keVのガンマ線の双方を検出する。
全エネルギガンマ線の光子の評価を難しくする幾つかのファクタがある。こうしたファクタは、その特性Ｘ線の検出及び評価を一層、難しいものにする傾向がある。上述したネオプローブ装置以外の場合、医者がこの特性Ｘ線を利用することは殆どなく、また、核医学における特性Ｘ線の重要性を確認していない。特性Ｘ線からの別個の信号及びガンマ線からの別個の信号を利用し、これらの信号を互いに比較して、核摂取を行った組織の、又は介在組織の密度の空間的座標を求める医者はいない。全エネルギのガンマ線及び特性Ｘ線の双方を共に組み合わせて且つ別個に使用して、関心のある組織の位置の定位に伴う問題点の幾つかに関して、以下に説明する。
人間の体内の柔軟な組織は、軽い元素が少量、混合した、大部分、水である。このため、柔軟な組織、血液及殆ど腫瘍は、水の密度に略等しい同様の密度を有する。骨は、遥かに高密度である一方、肺は、その空気含有量が大きいため、水よりも遥かに小さい有効密度である。光子が物質を透過するときにその光子が吸収される可能性は指数関数的に大きくなる。エネルギが60乃至500keVのガンマ線は、通常、柔軟な組織に吸収される前に比較的長い距離（数100ｍｍ）を進む一方、約20乃至30keVの特性Ｘ線は、通常、著しく短い距離（30ｍｍ）を進む。その結果、こうしたＸ線は、脂肪、筋肉及び皮膚により実質的に全て吸収されるため、ガンマカメラに像を形成することができない。
更に、上述したように、臨床的に重要な組織に摂取されることに加えて、像を形成する放射性トレーサは、臨床的に関心のない、血液のような組織及び体液に摂取される可能性がある。例えば、インジウム１１１で標識された癌探知抗体の場合、20ｇの腫瘍は、注入した放射性薬剤の投与量の全体の１％しか含むことができない一方、肝臓は、非特性的な基準（即ち、肝臓内に癌が存在しない状態）にて注入された投与量の35％を含むことができる。携帯型の核摂取プローブで測定したとき、上記肝臓から検出された全エネルギガンマ線の数は、腫瘍からの数よりも10倍乃至100倍も多量となる。又、体内を循環する血液及び健康な骨髄には、顕著な放射性が持続する。もう一つの例として、テクネチウム９９ｍで標的した抗体は、腎臓内で強力な非特性的な摂取を示すことが多い。臨床的に関心のない組織におけるこの非特性的な摂取は、自然放射線の重要な発生源である。
コンプトン散乱として公知の方法によりエネルギを失う且つ方向を変更する光子は、更なる自然放射線の典型である。コンプトン散乱は、光子が電子と相互作用し、これにより、エネルギを失い且つ方向を変更するときに生じる。入射するガンマ光子と身体組織の電子との相互作用により生じるこのコンプトン散乱は、全エネルギのガンマ線の光子よりも僅かに少ない程度から、典型的なＸ線エネルギ（「コンプトン連続体」）以下の範囲に亙るエネルギを有する、散乱した光子から成る仮想の海を形成する。こうしたコンプトン散乱した光子の方向、従って、その見掛けの発生点は、最初の、散乱前の全エネルギガンマ線が発生する箇所に対する関係が限られており、このため、関心のある組織の位置との関係が殆どない。
特定の器官にて、放射性トレーサが幅広く分布すること（比較的優先的に摂取されることを含む、臨床的に関心のない上記の組織にて見られることが多い）は、コンプトン散乱した光子から発生される更なる放射線に加えて、非特性的な自然放射線のレベルを不均一にし、場合によっては極めて強力なレベルにする働きをする。
従来技術の方法に於いて、多量で、略雑方向に方向決めされたコンプトン散乱した光子が生ずることに加えて、健康であるが、摂取量が多い器官からの誤差信号を含む、自然放射線の量がこのように顕著に相違することは、特性的に標識した組織を携帯型のプローブ及びガンマカメラで探知する上で極めて不利益なことである。更に、コンプトン散乱した光子は、自然放射線の量を増やし、また、散乱前のガンマ線及びＸ線の対応する信号に対する処理時間よりも長くかかる。
全エネルギのガンマ線光子を探知する従来技術の方法に伴う更なる欠点がある。患者の体内の奥深い箇所にある極めて小さい腫瘍からの全エネルギのガンマ線が身体組織で減衰される結果、ガンマカメラがその部位の多くの位置を探知することができない。ある種の腫瘍は、ある距離から検出するのに十分な量の放射性トレーサを摂取することができないという問題点だけのため、この問題点は、遥かに重大なものとなる。1949年以降、医者は、こうした欠点を解消しようとして、手術用の核摂取プローブを使用している。
従来技術の携帯型の核摂取プローブは、接触型プローブ及び長距離型プローブという二種類に分類することができる。接触型プローブは、ベータ崩壊からの電子及び陽電子のような距離が短く、比較的低エネルギ（即ち、60keV以下）である光子放射線の検出に使用されている。その例は、イオダイン１２５の27keV・Ｘ線、及び35keVの全エネルギガンマ線である。こうした接触型装置は、深さが僅か数ｍｍの上方又は結合組織内にて生じる放射線の吸収及び／又は散乱のために検出される全エネルギ光子の数が著しく少ないことを特徴とする。その結果、この接触型プローブは、そのプローブが関心のある、放射線標識した組織と略接触している適用例でしか使用できない。この制約は、放射線標識したある種の単クローン抗体の場合のように、その下方の組織からの非特性的な自然放射線が多いことと共に、特性的な組織の摂取が通常程度である状況のときには有利である。イオダイン１２５の場合にように、組織内にて距離の短い低エネルギの光子のみを放出する放射線標識が使用されるとき、該接触型プローブは定位に優れた特徴を呈する。しかしながら、上述したように、ガンマカメラは、距離が短い放射線のみを放出する放射性トレーサで標識された組織の像を形成することができない。更に、深さが不明の放射線標識部位について、組織の走査のために、その接触型核摂取プローブを使用することは困難である。
セルバーストーン（Selverstone）、スイート（Sweet）、及びロビンソン（Robinson）が、外科年報Vol.130、643−651頁（1949）に発表した、「放射性リン酸の臨床への使用（The Clinical Use Of Radioactive Phosphorous）」という題名の論文に記載されているように、これらの著者は、接触型の携帯式核摂取プローブを使用して、グリア芽腫の切開の境界を判断している。これらの著者は、データ粒子を放出するリン酸３２を使用している。これらは、鈍角な針のガイガー−ミューラー検出器で検出される。この場合、正常な脳は、リン酸を排除する、完全な血液の脳バリヤを有するから、信号対雑音比は優れたものである。組織内にて約１mm程度と距離が短いベータ粒子は、骨髄から及び更に深い発生源からの自然放射線の量を減少させた。セルバーストーン等は、特性的なＸ線及びガンマ線は使用していない。
距離の長い核摂取プローブの使用法は、クレイグ（Craig）、ハリス（Harris）及びその他の者が核ニクス（Nucleonics）、Vol.14、102−108頁（1956年11月）に掲載した、「ＣＳＩ−結晶外科用シンチレーション・プローブ（A CSI-Crystal Surgical Scintillation Probe）」という題名の論文に報告されている。術後に組織が残る場合、全エネルギ364keVガンマ線を放出する、イオダイン１３１で標識した組織は、セシウム・イオダイド・シンチレーション−結晶系の携帯型核摂取プローブを使用して定位を行なった。このプローブは、ライトパイプを使用してシンチレーション信号を光増倍管に伝送した。甲状腺によりイオダイン１３１を生理学的に極めて高濃度に集中させた場合、多量の光子が検出された一方、頸部にその他のイオダインが集中していないため、自然放射線の量は最小である。遮蔽及びコリメート技術を使用して、胃の粘膜内のイオダイン１３１から検出される自然放射線の量を最小にした。Ａ.Ｃ.モリス（Morris）、Ｔ.Ｒ.バークレイ（Barclay）、Ａ.タニダ（Tanida）及びその他の者は、1971年、医学及び生物学における物理（Physics In Medicine And Biology）、Vol.15、397−404頁（1971）において、「甲状腺の外科手術にて放射線の活性度を検出する極小型プローブ（A Miniaturized Probe For Detecting Radioactivity At Thyroid Surgery）」という題名の論文にて、このＣＳＩプローブをトランジスタ型に改造したものを使用した場合について報告している。
関心のある組織内の摂取量が多い状態下にて、溜まった血液を迅速に除去すること、非特性的な摂取量を少なくすること、放射線標識した組織をプローブで定位することは、比較的容易である。黒色腫及び胸部癌におけるセンチネル節を検出するための現在のテクネチウム９９ｍ、硫黄コロイドによるリンパ節のマッピング技術は、これを目的とする方法である。プローブは、脂肪及びその他の組織内の奥深い小さい節を容易に検出することができるが、画像を利用すれば、リンパ節の排液パターンの実際の解剖学的分布マップが得られる。
多くの放射性トレーサは、腫瘍対背景との濃淡が小さいこと、遠い場の非特性的な摂取量が多いこと、及び放射線同位元素の物理的な半価層に比べて溜まった血液を除去する速度が遅いことのため、プローブに使用するのに最適であるとはとてもいえない。シトゲン・コーポレーション（Cytogen Corporation）から販売されているオンコスシント（Oncoscint）（登録商標）のような、インジウム１１１で標識した単クローン抗体は、腫瘍１ｇ当たり、注入した投与量の約0.05％を含む。この低投与量からの信号は、1800ｇの肝臓内にて投与量の約35％が含まれる場合のものと対照的である。上述したように、その結果、携帯型の核摂取プローブで特定したとき、上記肝臓からの全エネルギのガンマ線は、腫瘍からのものよりも10倍乃至100倍も多い結果となる。
また、骨髄及び循環する血液の摂取量も顕著である。核医学走査するとき、腫瘍は、一般に、その腫瘍に関係するリンパ節に近接した、画像化した太い血管と略同一の密度である。
ネオプローブ・コーポレーションは、腫瘍を探知する単クローン抗体が放射線同位元素イオダイン１２５で標識され且つ癌性組織の位置を探知するため、体内に注入される、方法における装置を販売している。米国特許第4,782,840号、同第4,801,803号、及び同第4,893,013号を参照のこと。その半減期が60日であるイオダイン１２５は、35keVという低いエネルギである、全エネルギの35keVガンマ線と、27keVの特性Ｘ線とを放出する。これらの光子は、携帯型の接触式核摂取プローブを使用して、外科的に探知する間に、医者が単一の広いエネルギ帯域内にて検出する。60日という比較的長い（即ち、その他の多数の画像核医学放射線同位元素の半減期と比べて長い）半減期であることは、放射性トレーサの多くが血液が溜まった箇所から生物学的に除去されて、自然放射線の量が著しく減少する迄、医者が待つことを可能にする。しかしながら、この過程は、約３週間かかり、このため、これに対応して外科手術が遅れると報告されている。一部の医者にとって、かかる遅れは不利益なことであるあると考えられる。更に、手術前にガンマカメラで画像化すべくこの低エネルギの光子を使用することができない。テクネチウム９９ｍによる骨の走査、またはインジウム１１１による白血球の走査が手術の予定日に近い日に行なわれたならば、テクネチウム、またはインジウムにより放出される全エネルギのガンマ線のコンプトン散乱に起因して生ずる自然放射線のため、インジウム１２５による定位は極めて難くなる可能性がある。ネオプローブ装置は、27keVの特性Ｘ線と、全エネルギの35keVのガンマ線との双方を含むの十分に幅が広い、単一のエネルギ「窓部」又は帯域を使用し、従って、これら２つの光子を識別することができない。
自然放射線を取り扱うために携帯型の外科用核採用プローブを採用するその他の技術には次のものがある。即ち、同一のプローブ角度方向を使用して、隣接する組織の摂取量の測定を制御すること。距離が長いプローブにより、非特性的な摂取量が多い状態にてプローブを常時、全ての器官から離れた方向に方向決めすること。距離が長いプローブと共に、携帯型又は手操作式の放射線遮断板を使用すること。放射線検出装置で検出された光子を全エネルギの最高ガンマ線のエネルギに近いエネルギの光子に制限する、「窓部」を使用すること。部位の大きさ、またその深さに適したコリメート技術を使用することである。
放射線遮断板及び選択可能なコリメート技術により促進される手術用の核摂取プローブは、米国特許第5,148,040号、同第4,959,547号、同第5,036,210号の主題である。
こうした技術の各々が、非特性的な自然放射線に起因する問題点を顕著に軽減するものであるが、これら技術の一つ又はより多くのものを容易に採用し得ない状況があり、また、これらの方法は時間がかかる場合があり、または、医者の側に高度の熟達及び実際的な経験が必要とされる。
例えば、距離の長いプローブは、インジウム１１１で標識した抗体を使用用途にて解決すべき課題がある。その活性度の約35％は、非特性的な肝臓の摂取による。腫瘍の活性が骨髄の全体に拡散した状態で存在することが多く、また、１ｇ当たりの腫瘍の活性度は、循環する血液にて測定されるものと同様であることが多い。公知の非特性的な摂取量の多い部位を探知し得るようにプローブを方向決めし、選択可能なコリメート技術を使用し、また、解剖学的に可能な場合には、放射線遮断板を使用するというような技術があるににも拘わらず、医者が術後の処置に十分に熟達する迄には、極めて長い時間がかかる可能性がある。
他方、接触型プローブは、厚さ僅か数ｃｍの上方の組織により減衰されるため、その効果が著しく制限される。腫瘍のような関心のある組織は、プローブが摂取を検出し得るようにするため略完全に露出させ且つプローブと略接触させなければならない。従って、深さが不明である、放射線で標識した部位について、組織を走査すること、又は、腹膜を外科的に穿刺せずに、結腸の手術中に後方腹膜を探知することのためにこの接触型核摂取プローブを使用することは難しい。イオダイン１２５のような、接触型プローブと共に使用される放射線同位元素の多くを使用する場合、ガンマカメラで像を形成することはできない。
ガンマカメラで像を形成するためコンプトン散乱を補正することは、幾つかの文献に記載されている。例えば、Ｋ.Ｗ.ローガン（Logan）、及びＷ.Ｄ.マックファーランド（McFarland）が医療画像化に関するIEEE会議録、Vol.11、161−164頁、1992年6月に記載した、「光子の最高値のエネルギの分布の分析による単一光子の散乱補正（Signal Photon Scatter Compensation By Photopeak Energy Distribution Analysis）」という論文を参照するとよい。米国特許第4,873,632号（ローガン及びその他の者）には、ガンマカメラにより像を形成するときにコンプトン散乱に起因する自然放射線の量を軽減するため、濾波技術を利用する装置が開示されている。
米国特許第3,843,881号（バートン（Barton））には、地層中の金属の存在の有無を検出する方法が開示されている。このバートンによれば、放射線材料のような適当な出力源からの高エネルギの電磁放射線をその地層に照射する。その照射の結果として、金属から特性Ｘ線が放出される。こうしたＸ線を検出し且つ測定して、その構造体中の金属鉱の有無及びその種類に関する情報が得られる。バートンは、ガンマ線を測定し且つそのガンマ線を特性Ｘ線と比較して、放射線で標的した対象物の横方向位置、及びその深さ、又は介在する材料の深さを探知することについて何も開示していない。更に、バートンは、コンプトン散乱した光子からの放射線の値を除外して、ガンマ線又はＸ線の光子の値を表示する方法を利用していない。
米国特許第4,949,365号（コイケ（Koike））には、異なるエネルギレベルを有するガンマ線を伝送することにより、骨のような対象物の密度を測定する装置が記載されている。コイケは、空間的座標を測定するために特性Ｘ線及び／又は全エネルギのガンマ線を使用しない。更に、コイケは、コンプトン散乱した光子からの放射線の値を除外して、ガンマ線、又はＸ線の最高値を表示する方法を利用しない。
米国特許第3,936,646号（ジョンカー（Jonker））には、同位元素の画像化のために積み重ね可能な多数の構成要素を有する集光型のコリメータ装置が記載されている。この特許は、検出された組織、又は介在組織の密度の空間的座標を求めるときに、特性Ｘ線とガンマ線とを組み合わせて使用する方法について開示していない。更に、ジョンカーは、コンプトン散乱した光子から放射線の値を除外して、ガンマ線、又はＸ線の最高値を表示する方法を利用しない。
米国特許第4,150,289号（ローザー（Rosauer））には、管状製品、特に、関係付けられた較正ブロックの肉厚を測定するためのガンマ線検出装置が記載されている。この特許は、検出された材料、又は介在材料の密度の空間的座標を求めるとき、特性Ｘ線とガンマ線とを組み合わせて使用する方法について開示していない。更に、ローザーは、コンプトン散乱した光子からの放射線の値を除外して、ガンマ線又はＸ線の最高値を表示する方法を利用しない。
米国特許第4,340,818号（バーンズ（Barnes））には、散乱放射線が透過する量を少なくする一方で、対象物を透過する全エネルギのＸ線の透過性を向上させる、Ｘ線放射法にて使用される走査格子装置が記載されている。この特許は、検出された組織、又は介在材料の密度の空間的座標を求めるとき、特性Ｘ線と全エネルギのガンマ線との双方を組み合わせて使用する方法については開示していない。更に、バーンズは、コンプトン散乱した光子からの放射線の値を利用しない。
米国特許第4,419,585号（ストラウス（Strauss））には、人間の対象物を放射線で検査するためにガンマカメラ装置内で使用される可変角度の放射線コリメータが記載されている。該コリメータは、放射線を所定の方向に伝送し得るようにガンマ線をコリメートする。この特許は、検出された組織、又は介在組織の密度の空間的座標を求めるとき、特性Ｘ線と全エネルギのガンマ線との双方を組み合わせて使用する方法については開示していない。更に、ストラウスは、コンプトン散乱した光子からの放射線の値を除外して、ガンマ線又はＸ線の最高値を表示する方法を利用しない。
米国特許第4,489,426号（グラス（Grass））には、放射線発生源から放射線検出器に照射された放射線のパターンの形状及び寸法を調節し、特に、医療用診断Ｘ線機械内にて放射線ビームの調節を行うコリメータが記載されている。この特許は、検出された組織、又は介在組織の密度の空間的座標を求めるとき、特性Ｘ線及び全エネルギのガンマ線との双方を組み合わせて使用する方法については開示していない。更に、グラスは、コンプトン散乱した光子からの放射線の値を除外して、ガンマ線又はＸ線の最高値を表示する方法を利用していない。
米国特許第5,068,883号（デハーン（DeHaan））には、２つの異なる低エネルギのガンマ線の発生源と、検出された物体からの後方散乱光を検出する手段とを採用する、密輸品の検出装置が記載されている。標的の容積の組成に依存して、ガンマ線の一部は後方を散乱されて、手に持った装置に戻される。これらの後方散乱したガンマ線を定量的に検出することにより、その標的の容積の密度組成を概略的に定量測定することができる。かかる密度の情報から、その標的の容積が特定種類の密輸品を含むか否かに関して正確に推測することができる。この特許は、検出した材料の空間的座標を求めるとき、特性Ｘ線及びガンマ線の双方を組み合わせて使用する方法について開示していない。更に、デハーンは、コンプトン散乱した光子からの放射線の値を除外して、ガンマ線又はＸ線の最高値を表示する方法を利用しない。
このように、上記の理由のため、核医学で使用される従来技術の方法及び装置には、１つ又は幾つかの欠点がある。更に、放射線同位元素の使用に関する従来技術の方法及び装置の多くは、検出した組織、又は介在組織の密度の空間的座標を求めるとき、特性Ｘ線及びガンマ線の双方を別個に且つ／又は同時に使用することを開示していない。また、これらは、コンプトン散乱した光子からの放射線の値を除外して、ガンマ線又はＸ線の最高値を表示する方法も利用しない。
発明の目的
従って、本発明の全体的な目的は、従来技術の不利益な点を解決する装置及びその使用方法を提供することである。
本発明の別の目的は、癌性組織のような放射線標識した材料の位置を探知するための有用な情報を提供する装置及びその方法を提供することである。
本発明の更に別の目的は、生物の身体内の疑わしい癌性組織又は特定のリンパ節のような放射線標識した材料を探知する装置及びその方法を提供することである。
本発明の更に別の目的は、検出器により特性Ｘ線光子及び全エネルギガンマ線光子を検出し、それらの光子を組み合わせて利用し、基準点に関する放射線標識した材料の位置を探知するための情報を提供する装置及びその方法を提供することである。
本発明の更に別の目的は、特性Ｘ線光子及び全エネルギのガンマ線光子を検出し、それらの光子を組み合わせて利用し、生物の身体内の放射線標識した材料を定位する装置及びその方法を提供することである。
本発明の更に別の目的は、検出器により特性Ｘ線光子及び全エネルギのガンマ線光子を検出し、それらの光子を組み合わせて利用し、放射線標識した材料と検出器との間に介在する組織の密度に関する情報を提供する装置及びその方法を提供することである。
本発明の更に別の目的は、特性Ｘ線光子及び全エネルギのガンマ線光子を検出し、それらの光子を組み合わせて利用し、生物の身体内の放射線標識した材料を定位するのに役立つ視覚的信号及び／又は聴覚的信号を提供する装置及びその方法を提供することである。
本発明の更に別の目的は、コンプトン散乱した光子又はその他の自然放射線の影響を最小にしつつ、生物の身体内の放射線標識した材料からの特性Ｘ線光子及び全エネルギガンマ線の光子を検出する装置及びその方法を提供することである。
発明の概要
本発明の上記及びその他の目的は、生物の身体内又は生物からの診断用組織試料内の放射線標識した組織の質量体であって、ガンマ線光子と、特性Ｘ線光子と、該光子が組織と相互作用することで生じるコンプトン散乱した光子の関係する連続体とを発生させる、少なくとも１つの放射線標識したトレーサにより予め標識された組織の基準点に関する位置を探知する装置及びその方法を提供することにより、達成される。該装置は、放射線検出手段と、信号処理手段と、信号分析手段とを備えている。
例えば、放出された光子を検出し、また、その受け取った光子を表す電気信号を提供すべく、携帯型の外科用核摂取プローブ、経皮的生検プローブ、内視鏡プローブ、又はガンマカメラのような放射線検出手段を放射線標識した組織に隣接する位置に配置することが可能である。この放射線検出手段が基準点を設定する。
放射線検出手段が、上述した型式のプローブの一つである上記状況において、その基準点は、上記プローブを軸線に沿って、該プローブの先端の真下の外部組織又は露出した組織上の点となる。放射線検出手段が、ガンマカメラである場合、その基準点は、上記カメラの検出器アレーの中心軸線（該アレーの面に対して垂直）が上記組織の面に交差する箇所である、上記ガンマカメラが視認可能な内部組織又は露出した組織の面上の点とすることができる。一般に、上記組織の面及び観察された組織本体に関する放射線検出手段の位置を使用して、その基準点を設定することができる。
該信号処理手段は、エネルギ光子の分光学の分野にて一般に行われているように、放射線検出手段からの電気信号を利用し、そのエネルギを関数として、検出された光子の数を表す電気信号を処理して発生させる。この処理した電気信号（典型的に、ヒストグラム又はスペクトラムとして表示される）は、受け取った特性Ｘ線光子を表す第一の部分と、受け取ったガンマ線光子を示す第二の部分とを含む。該信号のこれらの第一の部分及び第二の部分は、該信号をヒストグラムとして表示するとき、典型的に、最高値として表示され、これらの部分は、該部分又は最高値にで表わされるエネルギよりも僅かにより大きく且つ僅かにより小さいエネルギに対して上記ヒストグラムに表されたものよりも、より集中した所定のエネルギの光子を示す部分である。「第一の部分」及び「第二の部分」という語は、上記信号の部分の名称であり、該部分に対応する光子の相対的エネルギに関するものではないことに留意すべきである。該第一の部分により表される光子のエネルギは、第二の部分で表される光子のエネルギよりも小さく、又はより大きくすることができる。しかしながら、特性Ｘ線のエネルギは、通常、関心のある全エネルギガンマ線のエネルギよりも小さい。２つの全エネルギガンマ線を有するインジウム１１１のようなある種の放射線同位元素の場合、また、１つ以上の放射線同位元素を採用することのできる場合、その第一の部分又は第二の部分の何れか一方は複数とすることが可能であることに留意すべきである。
該分析手段は、処理した信号の第一の部分及び第二の部分の選択した少なくとも一方の部分を分析し、基準点に関する、放射線標識した組織の質量体の位置を設定し得るような配置とされる。
本発明の一つの形態によれば、該分析装置は、特性Ｘ線の最高値に対応する信号のみを選択的に利用し、又は、特性Ｘ線の最高値に対応する信号及び全エネルギのガンマ線の最高値に対応する信号の双方を利用し、或いは、処理した信号の全エネルギのガンマ線の最高値に対応する信号のみを利用して、放射線標識した組織に関するそれぞれ近い野（ｎｅａｒ−ｆｉｅｌｄ）、また、極めて近い野（ｖｅｒｙ  ｎｅａｒ−ｆｉｅｌｄ）、中間の野（ｉｎｔｅｒｍｅｄｉａｔｅ−ｆｉｅｌｄ）及び／又は遠い野（ｆａｒ−ｆｉｅｌｄ）を提供し得るように配置されている。本明細書にて使用するように、「近い野」は、特性Ｘ線を検出することのできる、浅い深さにある組織から発生される放射線を意味し、「遠い野」は、放出された特性Ｘ線を検出することのできる組織よりも奥深い位置にある組織から発生されるガンマ放射線を意味し、「距離のある野」は、対象とする身体の組織の任意の深さまで透過するのに十分な、検出されたエネルギのガンマ放射線を意味するものとする。この近い野は、１つ以上の「極めて近い野」及び１つ以上の「中間の野」に分割することができる。この分割は、少なくとも１つの特性Ｘ線エネルギ及び少なくとも１つのガンマ線エネルギの検出された光子の数に関する相対的なデータを操作し、又は、２つ以上の異なる光子の最高値の２つ以上のスペクトルの線形状の測定データを比較し、それに対応して、近い野の放射線が放出される組織の深さを分割することにより行うことができる。
本発明の別の形態によれば、該装置は、その処理した信号がコンプトン散乱した光子の遥かに少ない量を表すに過ぎないことを確実にする手段を備えている。
本発明の更に別の形態によれば、該装置は、処理した電気信号が供給される比計算手段と、減算計算手段とを備えている。この比計算手段は、複数の所定の基準の比を利用し、また、該選択した所定の基準の比と該計算手段が計算する比とを比較し得るような配置とされている。上記の複数の基準の比は、その各々が、例えば、身体組織、骨等のような所定の種類の材料を透過して所定の距離を進んだ後、少なくとも１つの放射線標識したトレーサから放出された全エネルギのガンマ線光子と特性Ｘ線光子との比である。特に、この比計算手段は、その処理した信号を利用して、第一の最高値を構成する特性Ｘ線の数と第二の最高値を構成する全エネルギのガンマ線光子の数との比を表す計算比を提供する。この計算比は所定の基準の比の少なくとも１つと比較される。第一の最高値の特性Ｘ線光子に対応する全エネルギのガンマ線光子を第二の最高値の全エネルギガンマ線光子の総数から減算する減算計算手段が設けられる。
本発明の更に別の形態によれば、該装置は、少なくとも１つの最高値の形状を分析し、その組織の量、又は放射線標識した組織と放射線検出手段との間に介在する組織の密度の値を提供するスペクトル線の形状分析手段を備えている。このスペクトル線の形状分析手段を使用して、組織の量を測定するためには、組織の密度を別個に把握する必要があり、また、組織の密度を測定するためには、介在組織の量又はその厚さを別個に測定しなければならない。
図面の説明
本発明のその他の目的及びそれに付随する多数の特徴は、添付図面と共に、以下の詳細な説明を参照することにより一層良く理解されるに伴い、容易に認識されよう。添付図面において、
図１は、本発明の装置の一つの実施の形態の等角図である。
図２は、図１の装置を構成する構成要素を示すブロック図である。
図３は、本発明の方法の一つの形態に従い、近い野にて放射線標識した腫瘍の位置を探知するために使用される、図１及び図２に図示した装置の一部の図である。
図４は、本発明の方法の一つの形態に従って、腎臓の略正面に位置する放射線標識した腫瘍の位置を探知するために使用される、図１及び図２の装置の最初の段階における一部を示す、図３と同様の図である。
図５は、図４の放射線標識した腫瘍の位置を探知するときの後のステップにて使用される装置を示す、図４と同様の図である。
図６は、図４の放射線標識した腫瘍の位置を探知するときの更に後のステップにて使用される装置を示す、図５と同様の図である。
図７は、本発明の方法の一つの形態に従い、腎臓に極く近接する位置にある放射線標識した腫瘍の位置を探知するために使用される、図１及び図２に図示した装置の一部を示す、図３と同様の図である。
図８は、図７の放射線標識した腫瘍の位置を探知するときの後のステップで使用される装置を示す、図７と同様の図である。
図９は、図７の放射線標識した腫瘍の位置を探知するときの更に後のステップで使用される装置を示す、図８と同様の図である。
図１０は、本発明の方法の一つの形態に従い、腹内の奥深い位置にある放射線標識した腫瘍の位置を探知するために使用される、図１及び図２に図示した装置の一部を示す、図３と同様の図である。
図１１は、図１０の放射線標識した腫瘍の位置を探知するときの後のステップで使用される装置を示す、図７と同様の図である。
図１２は、空気を介してテクネチウム９９ｍ、放射性トレーサから図１及び図２の装置により得られた放射線計数値のスペクトルの一例としてのグラフ図、即ちヒストグラムである。
図１３は、水と同等の組織の基準距離を通じて受け取った放射線の計数値を示す、図１２と同様のヒストグラムである。
図１４は、本発明の一つの形態に従い、腫瘍を定位する間に、図１の装置で得られた放射線の計数値のスペクトルを示す、図１２と同様のヒストグラムである。
図１５は、検出された放射線の測定値におけるコンプトン散乱の影響を除外すすべく、本発明の別の且つ選択随意の形態に従って腫瘍を定位する間に、図１の装置により得られる放射線の計数値のスペクトルを示す、図１４と同様のヒストグラムである。
好適な実施の形態の詳細な説明
同様の部品を同様の参照番号で表示する幾つかの図面を最初に参照すると、図１には、本発明に従って構成された、放射線で標識した材料を定位する装置が全体として参照番号２０で表示されている。本発明の一つの好適な形態によれば、該装置は、例えば、身体内の腫瘍病変部位又はリンパ節のような放射線標識した組織、又は生物からの診断用組織試料の核摂取量を測定し、また、例えば、外科医のような医者又はユーザに対して、幾つかの所定の基準点に関するその腫瘍の位置に関する情報を提供し得るような配置とされている。特に、該装置は、例えば、その「ｘ」及び「ｙ」座標のような腫瘍の最も近い面の中心、及び例えば、所定の基準点に関する「ｚ」座標のようなその面の距離又は深さを測定するための情報を医者に対して提供し得るような配置とされている。また、この装置は、放射線標識した組織と所定の基準点の間に位置する介在組織の密度及び／又はその量に関する情報を医者に対して提供する。
このことは、光子が人間の組織のような物質を透過して進むときの、以下に記載したその光子の振る舞いを利用して行われる。即ち、光子のエネルギが大きければ大きい程、その光子は散乱又は吸収される前に、所定の密度及び原子数の組織を透過して進む可能性が大きくなる。その密度が大きく、またその物質の原子数が多ければ多い程、散乱又は吸収される迄に、所定のエネルギの光子が進む距離はより短くなる可能性がある。また、Ｘ線及びガンマ線の場合、密度が大きく、その物質の原子数が多い程、又は対応するＸ線又はガンマ線が進む距離が長ければ長い程、対応する最高値の線形状が非対称となる可能性がより大きくなる。こうした振る舞いは、その光子がＸ線光子又はガンマ線光子であるか否かを問わずに、関係する光子のエネルギに依存する。
臨床的に有意義な核摂取量が組織内に存在するか否かに関して、この放射線検出手段を使用して医者が為す判断は、統計的に有意義なデータに基づくものでなければならない。臨床的に有意義な摂取部位からの検出された光子の数は、有意義な摂取量が存在しない箇所よりも十分に多量であり、その数を比較することにより、適正な統計学的処理を行い、それにより、医者が妥当な程度の確信を持つようにするものでなければならない。従って、検出された光子の測定に使用される時間、及び患者の体内に注入される放射性トレーサの量は、関心のある一つ、又は複数の病変状態に対して、十分に多量の光子が上記有意義な摂取部位から放出され且つ検出され得るようなものでなければならない。
以下の説明から当業者に理解され得るように、本発明を使用して従来技術の放射線画像技術に伴う上述の欠点を略解消することを可能にする技術的進歩が達成された。例えば、外科手術中、携帯型の核摂取プローブ又は検出器を関心のある組織に近接する位置に配置し、これにより、介在組織の厚さを薄くし、ガンマ線光子及び特性Ｘ線光子を含む放射性放出物を検出し且つ評価することにより、腫瘍の検出を改良することができる。更に、医者が特定範囲のエネルギの光子のみを電子的に選択し且つ視認することを可能にする核摂取プローブ装置が利用可能となる。更に、コンプトン散乱した光子により発生された連続体から生ずるガンマＸ線及び特性Ｘ線光子の計数値に対応した有意義な最高値を表示するために従来の多チャンネル分析装置が利用可能である。上記のことは全て、本発明の実施にとってことについて効果的であり、本発明の基礎は、放射線標識したトレーサの「全エネルギ」又は「主たる」ガンマ線と共に、その特性Ｘ線を利用し、検出したＸ線の数、及び検出したガンマ線の数を別個に使用し且つ比較して、露出した組織又は外部の組織の面の下方にある該組織の深さに関する情報を含む、核摂取による組織の位置に関する情報、及び介在組織の密度に関する情報を医者に対して提供することができるようにすることである。従来、この特性Ｘ線は、通常、検出されず、又は、検出されたとしても、低エネルギであり、また場合によっては、存在率が小さいため、通常、無視されており、このため、比較的強力なコンプトン散乱した光子と結合したときに取り出することは極めて難しい。
本発明の選択随意的な形態を利用することにより、検出されたコンプトン散乱した光子に関連する計数値又は事象は、数値の組み合わせ技術により除外し且つ解消し、評価のため、特性Ｘ線及び全エネルギガンマ線の最高値のみが残るようにすることができる。以下に説明するように、この過程を容易にするソフトウェアが市販されている。これと代替的に、又は、これに加えて、コリメート技術を利用して、視野を絞り、不要なコンプトン散乱した光子又はその他の長い野の自然放射線からの信号を減少させることができる。
装置２０に関して説明する前に、放射線標識したトレーサで腫瘍を標識する方法について、簡単に説明する。特に、１つ以上の放射線同位元素で標識された、単クローン抗体又はその他の病気に特有のもとし、又は解剖学的、或いは、生理学的に特定された薬とすることのできる、選択した放射性トレーサ８を注入する。その放射性トレーサが身体の全体を循環し、例えば、癌性組織細胞又は腫瘍のような特定の関心がある部位に接着し又は吸収されるのに十分な時間を置く。上述したように、臨床的に関心があり且つ検査しようとする器官又は組織、即ち、「特性的摂取」部位に吸収され又は接着するのは、注入した放射性トレーサの内、例えば、1.5乃至５％の程度の僅かな率にしか過ぎない。注入された放射性トレーサの遥かに多量な分は、身体の他の部分に循環し、非癌性組織、循環する血液、骨髄、細胞外流体、肝臓及び腎臓といった臨床的に関心のない身体組織及び器官と相互作用することが多い。このため、一定時間に亙り、患者の身体内を循環した後、この放射性トレーサは特定の摂取部位に集中し、一部の非癌性組織、器官、細胞外流体及び血液中に希釈状態から高濃度の状態にて存在する。上述したように、高濃度から極く高濃度状態に亙るかかる「非特性的」摂取量は、例えば、インジウム１１１で標識した多数の抗体の場合、肝臓内に存在し、また、テクネチウム９９ｍで標識した多数の抗体の場合、腎臓中に存在する。
本発明に従って人間の体内に注入される放射性トレーサの一部として放射線標識剤として最適な放射線同位元素は、140keVの全エネルギのガンマ線及び約19keVの特性Ｘ線を放出するテクネチウム９９ｍである。本発明に従って採用可能である放射線同位元素の例は、約247keV及び172keVの全エネルギガンマ線及び約24keVの特性Ｘ線を放出するインジウム１１１、及び約159keVの全エネルギガンマ線、約27keVのテルル特性Ｘ線を放出するイオダイン１２３が含まれる。35keVの全エネルギのガンマ線及び27keVのテルル特性Ｘ線を放出するイオダイン１２５は、３ｃｍ以下の深さの組織に使用することができる。
この装置は、基本的に携帯型の核摂取プローブ２２（又はその他の放射線検出器）と、該プローブからの信号を処理する電子機器２４とを備えている。本発明の一つの好適な実施の形態によれば、このプローブは、本発明の譲受人である、カリフォルニア州、モーガンヒルのケア・ワイズ・メディカル・プロダクツ・コーポレーション（care Wise Medical Products Corporation）からＣ−トラック（Ｃ−Trak）（登録商標名）という商品名で販売されている小型の携帯型装置である。該プローブ２２は、図２に最も良く図示されており、該プローブは、基本的に、放射線遮断材料で出来た本体部材２２Ｂを備えており、該本体部材は、例えばシンチレーション結晶２２Ｃのような放射線検出器と、関係する光増倍管２２Ｄとがその内部に配置された中空の内部を有する。該プローブの前端又は先端２２Ａは、シンチレーション結晶２２Ｃに衝突する光子を受け取るための窓部、又は開口部を画成する。典型的に、このシンチレーション結晶２２Ｃは、タリウムでドープ被覆されたヨウ化ナトリウム、又はナトリウム或いはタリウムでドープ被覆されたヨウ化セシウムから成っている。
該プローブ２２は、医者が手で握ることができる位置に且つ疑わしい腫瘍部位に近接する位置に配置される。所望であるならば、このプローブは、前進させ易くするため、人体の自然のオリフィス、外科的傷口、又は経皮的切開部或いは穿刺箇所を通じて挿入することができる。疑わしい腫瘍に近接する位置に配置されたならば、このプローブは、そのプローブの「視野」１２内に位置する組織から放出又は散乱された光子を検出する。図３乃至図１１に仮想線で示したこの視野は、「受け入れ立体角」と称される場合があり、プローブの窓部又は開口部の寸法、深さ、形状及びその結晶２２Ｃに関するその位置及びその結晶の寸法及び形状により設定される。この視野は、典型的に、全体として円錐形又は円筒形をした容積であり、これは、検出器がその窓部を通じて「視る」スペース内に不定の長さで伸長する容積として説明することができる。
本発明の一つの好適な形態によれば、該プローブ２２は、プローブの視野を設定し得るようにプローブの窓部の位置に設けられたコリメータ２２Ｅを備えている。該コリメータ２２Ｅは、所望に応じて、固定型又は可変型とすることができる。その何れの場合でも、その視野の所望の受け入れ角度を設定することができる。この特徴は、以下に説明するように、腫瘍の定位操作を容易にすることができる。コリメータは、ある適用例の場合には、望ましいが、その他の適用例の場合には、不必要であることを指摘する必要がある。このため、固定型又は可変型のコリメータを使用するか否かは、選択随意である。
該プローブ２２は、光増倍管の出力部に接続された出力ケーブル２６を有する。該ケーブルは、その端部に接続具を備えている。この接続具は、器具２４の入力接続具３０Ａに接続されて、プローブが光子を受け取ることに応答して電荷パルスの形態の電気信号を提供し得るように配置されている。特に、プローブが光子を受け取り、その光子がシンチレーション結晶２２Ｃに衝突すると、その結晶はその受け取った光子のエネルギに比例する強さの閃光、即ち「シンチレーション」を放出する。この閃光は光増倍管の前方部分を形成する光子陰極により捕捉されて、その光増倍管内で電子が放出され、検出された光子のエネルギに比例する電気パルスを提供し、そのパルスの数は、受け取った光子の数に比例する。発生する電気信号は、ケーブル２６により前置増幅器及び以下に説明する関連した増幅器回路３０Ｂ（図２）に提供される。該回路３０Ｂは、計測器２４の一部を形成するが、プローブの出力部と計測器２４の入力部との間にて相互に接続された別個の構成要素としてもよい。この計測器２４内にて、プローブ２２により検出された放射線を表す信号が本発明に従って処理され且つ利用される。
本発明の一つの代替的な実施の形態において、プローブ２２内で使用される検出器は、検出された放射線を電気信号に直接、変換することのできる設計とした高分解能の半導体型式のものである。この代替的な実施の形態の例において、この検出器は、カドニウム亜鉛テルル化合物、ゲルマニウム又はシリコーンで形成することができる。
本発明の装置に使用されるプローブのもう一つの代替的な実施の形態は、２つの独立的な検出器、又は一つの検出器の独立的な部分を有するプローブのような検出器を１つ以上、備えることができ、その各々が特定型式、又は特定部位の種類或いは特定のエネルギ若しくは特定のエネルギ範囲からの放射線を監視することを目的とするようにする。
上述した携帯型のプローブ２２に代えて、その他の放射線検出手段も使用可能であることを指摘する必要がある。この点に関して、従来のガンマカメラ、生検プローブ、内視鏡プローブ、又はある種のその他の検出器、或いは作動可能なカメラを利用して、定位すべき材料から放出される放射線を検出することができる。
プローブ２２を患者の身体に関して作用可能な位置に配置すれば、このプローブはその視野内にて多量の光子放出物を検出する。これには、全エネルギのガンマ線及び特性Ｘ線の光子並びにコンプトン散乱した光子が含まれる。これらの光子は、臨床的に関心のない領域から発生し、また、臨床的に関心のある、特定の採取部位から発生するものである。
計測器２４は、任意の特性エネルギ、又はエネルギ範囲の光子の検出により得られた情報をその視野内の他の光子の検出により得られた情報から区分し且つ表示する手段を提供し、また、この手段は、特定の放射線同位元素（又は複数の放射線同位元素）の特性Ｘ線及び全エネルギガンマ線のような、エネルギの異なる光子の数の間の関係に基づいてこの情報を更に評価し、また、その光子の各々が組織を透過することに対する影響に基づいて更なる評価を行う。特に、以下に詳細に説明するように、本発明の装置は、臨床的評価にとって関心がある光子のみを監視し、また、これらの光子を発生する組織の深さを推定し、例えば、Ｘ及びＹ座標のような横方向位置、及び例えば、特定の採取部位、即ち疑わしい腫瘍のＺ座標のような距離又は深さの位置を探知するための手段を医者に対して提供する。
該計測器２４は、プローブにより受け取られた光子を表す増幅した電気信号をエネルギに基づいて分類し得るように配置された手段（以下に説明）を備えている。図１及び図２に明確に図示するように、該計測器２４は、基本的に、多チャンネル分析器と、関係する構成要素（その全てについて以下に説明する）とを含み得るように改造されたラップトップ型マイクロコンピュータ３０を備えている。特に、該計測器２４は、上述した入力接続具３０Ａと、上述した前置増幅器／増幅器回路３０Ｂと、従来のキーボード３０Ｃと、フロッピーディスクドライブ３０Ｄと、ハードディスクドライブ及び／又は読み出し専用記憶装置（「ＲＯＭ」）ドライブ（図示せず）と、トラックボード３０Ｅ又はその他の指示装置と、カラー又はモノクロディスプレイパネル３０Ｆと、拡声器又はその他の音声装置３０Ｇと、オン／オフスイッチ３０Ｆと、各種のソフトウェア又はプログラムと、ファイル等（本発明の各種の機能を果たすためにラップトップコンピュータが使用するもの）とを備えている。かかるソフトウェア、プログラム等に代えて、ハードウェア又はファームウェアを使用して、同一の目的を達成することが可能であることを指摘する必要がある。
上述したプローブ２２は、ある種の臨床的装置において、コンプトン散乱した光子から生ずる連続体にも拘わらず、特性Ｘ線信号及び全エネルギのガンマ線信号を識別するのに十分なエネルギ分解能を持つ構造であることが好ましい。更に、コリメータを使用すれば、かかる臨床的装置内のコンプトン連続体から検出された所望のガンマ線と特性Ｘ線とを識別するのに役立ち、この場合、コリメータにより設定され視野内から来るコンプトン散乱した光子のみが検出され、また、検出器に達し得るような方向の光子のみが検出されるようにして行われる。しかしながら、ある適用例において、コンプトン連続体の効果を更に軽減することが望まれる。かかる装置の場合、本発明の一つの好適な実施の形態は、特性Ｘ線の最高値付近、及び全エネルギのガンマ線の最高値付近の位置にてコンプトン散乱した光子から生ずる連続体を表すデータを排除し、又は除外する手段を利用する。この操作を行うための手段は、曲線を組み合わせるソフトウェア（医療用及び医療以外の用途の各装置の技術分野のユーザにより十分に理解される）により提供される。
この計測器２４の一部を形成する多チャンネル分析器は、参照符号３０Ｉで示してあり、従来構造のものである。例えば、計測器２４内でこの多チャンネル分析器を作動させることは、パーソナルコンピュータ用のプラグ式プリント回路カード組立体（「ＰＣカード」）又はＰＣＭＣＩＡカードを使用して実施可能である。かかるＰＣカードの１つは、テネシー州、オークリッジのイージー・アンド・ジー・オーテック（EG＆G Ortec）がＭＣＳプラスという商標名で販売している多チャンネル・スケーラカードである。これと代替的に、この分析器は、ニューヨーク州１4120−2060のノーストナワンダのアプテック・ニュークリア・インコーポレーテッド（Aptec Nuclear, Inc.）からオデッセイ（ODYSSEY）４という商標名で販売されているものと同様の構造のものでもよい。その何れの場合でも、該分析器（３０Ｉ）は、検出した光子のエネルギに対応して、入力信号をプローブ２２から分類する少なくとも256個のチャンネルを有するものであることが好ましい。この目的のため、該分析器のチャネルの各々は、プローブ２２に検出される各種エネルギの光子の適当なエネルギ分解能を提供し得るようなエネルギ帯域幅（例えば、１keV）を有する。この計測器２４を構成するコンピュータは、多チャンネル分析器の出力部（図示せず）に接続されて、プローブが取り上げた光子のエネルギを表す信号を受け取り、また、ハードディスクの上に又はＲＯＭ内に設けられた、以下に説明する市販のソフトウェアを備えている。このソフトウェアは、コンピュータのハードウェアと組み合わさって、次のような計測器２４の機能要素を形成する。即ち、最高値の識別手段３０Ｊ、窓部設定手段３０Ｋ、特性Ｘ線の隔離手段３０Ｌ、全エネルギのガンマ線の隔離手段３０Ｍ、比計算手段３０Ｎ、減算計算手段３０Ｐ、スペクトル線の形状識別手段３０Ｑ、特性Ｘ線及び全エネルギのガンマ線の正規化手段３０Ｒ、棒グラフディスプレイ及び数値ディスプレイの駆動手段３０Ｓ、及び音声装置の駆動手段３０Ｔである。
計測器２４を形成する各種の手段について詳細に説明する前に、この装置２０の使用モードについて簡単に説明する。この目的のため、医者は、プローブ２２を疑われる腫瘍部位に隣接する所望の位置に配置し且つその位置に方向決めする。医者はプローブを使用して、最初に、関心のある領域に亙って露出した組織の面と接触する状態にてプローブ２２を極くゆっくりと動かして、検出された光子を検出し且つその間、音声装置３０Ｅから発生される聴覚信号を聞き且つ／又は視覚的なディスプレイパネル３０Ｆに表示された棒グラフ及び光子の計数値を観察する。これらの棒グラフは、検出される光子の数を表示するものである。次に、医者は例えば、５秒、10秒、20秒、又は30秒といった一定の時間、又はその他の時間に亙って、関心のある部位から検出された光子を時間的に測定する。
上述したように、上記時間的な測定を行うための時間、及び患者に注入される放射性トレーサの量は次のように設定しなければならない。即ち、検出し且つ表示した放出光子の数、及び特性的な摂取量が存在するか否かを判断するために使用される上記光子の数の差及び／又はその比が、統計的に有意義な差を表し、これにより、医者に対して十分な程度の確信を持たせるものでなければならない。
この「試料採取」期間中、多チャンネル分析器３０Ｉは、前置増幅器の増幅器回路３０Ｂから信号を受け取る。この試料採取期間中に受け取った信号の各々の最高電圧値は、プローブ２２が検出した光子の各々のエネルギに相当する。具体的には、多チャンネル分析器３０Ｉは、その試料採取期間中にプローブ２２から受け取った各信号を記憶装置に記憶させ、その信号の関係する電圧に基づいて、その個々の信号の各々をその内部の特定のチャンネルに割り当てる。更なる光子がプローブ２２により検出されると、その光子は、多チャンネル分析器内の各種のエネルギチャンネル内に分配される。この多チャンネル分析器は、電気的な出力信号を発生させる。その信号をプロットすれば、そのエネルギを関数として、検出された光子の計数値のスペクトル、即ち、ヒストグラムが得られる。
テクネチウム９９ｍに典型的なスペクトルプロット図が図１４に示してある。このスペクトルプロットは、一定の時間に亙って、テクネチウム９９ｍで放射線標識された組織からプローブ２２で検出された光子の総量をグラフで表示したものであり、３つの構成要素、即ち、少なくとも１つの全エネルギのガンマ線の最高値、少なくとも１つの特性Ｘ線の最高値、及びコンプトン散乱した光子から生ずる連続体から成っている。このスペクトルプロットのｙ軸は、事象の数、即ち、所定のエネルギにて所定の時間内に検出される光子の数を示す一方、ｘ軸は検出された光子のエネルギを示す。図１４に図示したスペクトルプロットは、未加工のデータに基づくものである。即ち、スペクトルプロットは、その視野内にてプローブ２２により検出された全ての光子、即ち、検出された全ての特性Ｘ線光子、全エネルギのガンマ線光子、及びコンプトン散乱した光子を示す。これらは、臨床的に関心のある特性的な摂取部位から生じる光子を含み、また、循環する血液及び骨髄のような背景部分から生じる光子を含む。
多チャンネル分析器又はヒストグラムの出力は、最高値の識別手段３０Ｊに提供される。この手段は、検出した光子の数がコンプトンの連続体に略対応する基準値を上廻るか否かを判断して、特性Ｘ線及び全エネルギのガンマ線の最高値を識別し得るような配置とされる。この最高値の識別手段は、コンピュータ３０内に含まれる任意の適当なソフトウェアにより作動させることができる。
該最高値の識別手段３０Ｊの出力は、窓部（ウインドー）設定手段３０Ｋに提供される。同様に、コンピュータ３０内に含まれる適当なソフトウェアにより作動されるこの手段は、エネルギの上限値及び下限値を設定し、特性Ｘ線の最高値を包含するエネルギ帯域又は窓部（ウインドー）の幅を設定し、また、全エネルギのガンマ線の最高値を包含するエネルギ帯域又は窓部の幅を設定する。
この窓部設定手段の出力は、特性Ｘ線隔離手段３０Ｌ及び全エネルギのガンマ線の隔離手段３０Ｍに提供される。以下に説明するこれらの手段は、コンプトン散乱による全ての効果をその検出状態が表示される光子の数から略全てを除外し又は排除する。この機能は、多数の用途にて極めて重要なものであるが、別の用途では、重要ではない。この重要でない用途において、本発明に従い特性的な摂取部位を探知するため、ある臨床的に重要な場合、最初に、特性Ｘ線及び全エネルギのガンマ線の最高値の領域内で表示されたデータから、コンプトン散乱光子に起因する連続体を除外する必要はない。その一例は、腹腔の前方又は側方の内側腹膜の面の上における卵巣の移植体のような深さの浅い部位における表面的な腫瘍である。かかる場合、プローブは腹腔の内部からその疑わしい腫瘍に対して配置し、その検出された遠い野の放射線がその腹腔の外壁の皮膚から発生し、その結果、コンプトン散乱した放射線を殆ど含まないようにする。手及び足の黒色腫の場合、特性Ｘ線を識別するためにコンプトン連続体の表示を排除する必要はない。
しかしながら、多くの場合、少なくとも、特性Ｘ線及び全エネルギガンマ線の光子の放出領域内にて、コンプトン散乱した光子の検出状態を示すデータをそのデータから略排除することが望ましい。その結果、本明細書に示した本発明の好適な実施の形態は、コンプトン散乱を排除し又は中立化する特徴を備えている。この動作は、特性Ｘ線の隔離手段３０Ｌ及び全エネルギのガンマ線の隔離手段３０Ｍにより行われる。これらの手段は、算術的な曲線の組み合わせ及び排除機能を果たすコンピュータソフトウェアから成っている。特に、該特性Ｘ線の隔離手段３０Ｌ及び全エネルギのガンマ線の隔離手段３０Ｍは、コンピュータ３０内で作動したとき、コンプトン散乱した光子を示す事象位置を濾波して、透過させ、特性Ｘ線の光子及び全エネルギのガンマ線の光子に関するデータを表示する働きをする。
本発明の一つの好適な実施の形態によれば、特性Ｘ線及び全エネルギのガンマ線光子を手段３０Ｌ、３０Ｍよって隔離することは、既存の市販の曲線組み合わせ及び曲線排除の算術的ソフトウェアを容易に適用して行うことができる。かかる修正したソフトウェアは、例えば、ハードドライブ、読み出し専用記憶装置、又はコンピュータのカードに記憶させて、計測器２４のコンピュータ３０に含まれている。使用可能である、即ち容易に適用可能である、市販のソフトウェアの例は、テネシー州37831−2560のオーク・リッジのニュークリア・メジャーメント・グループ（Nuclear Measurements Group）のオックスフォード・インストラメンツ・インコーポレーテッド（Oxford Instruments Inc.）からＰＣＡ−II第二世代のソフトウェアという商標名で販売されているソフトウェア、カリフォルニア州94912−7005のサン・ラファエルのジャンデール・サイエンティフィック・ソフトウェア（Jandel Scientific Software）によりシグマスタット（SIGMASTAT）統計的ソフトウェアという商標名で販売されているソフトウェア、マサチューセッツ州01760−9889のナティックのマスワークス・インコーポレーテッド（Mathworks Inc.）からマットラブ及びマットラブ・ツールボックス（MATLAB and MATLAB Toolboxes）という商標名で販売されているソフトウェアである。
検出されたコンプトン散乱光子に基づくデータを略排除する代替的で且つより簡単な方法は、隔離手段３０Ｌ、３０Ｍを修正して、特性Ｘ線光子の最高値内で示された最高のエネルギの丁度上方の狭小なエネルギ範囲、即ち「窓部」内のデータを検分することにより、行われるようにすることができる。特に、この計測器２４のソフトウェアは、特性Ｘ線の最高値のエネルギの真上の「窓部」内にある、例えば、４keVの所定のエネルギ帯域幅の検出された光子に関するデータを検分し得るような配置とすることができる。次に、その窓部内のデータを特性Ｘ線の最高値を包含する同様の寸法の窓部内て検出された光子に基づくデータから減算して、コンプトン散乱した光子を多少、大まかに除外することができる。同様の技術を使用して、コンプトン散乱光子をガンマ線の光子の最高値の後縁付近から除外することができる。特性Ｘ線の最高値の付近にてより正確に除外することが必要とされ、又は望ましいならば、第二の所定の幅からのデータ、例えば、特性Ｘ線最高値内に表されたエネルギの真下に位置する、４keVの窓部からのデータを検分し得るようなソフトウェアの配置とすることができる。次に、Ｘ線の最高値のエネルギの真上の窓部及びそのエネルギの真下の窓部内で検出された光子数の平均値を計算し、次に、Ｘ線の最高値を構成する窓部内で検出された光子数から減算し、コンプトン散乱をより正確に除外し得るようにする。
より高分解度又は精度が望まれる場合、もう一つの方策は、隔離手段３０Ｌ、３０Ｍを使用して、従来の曲線組み合わせ技術を利用する関数をコンプトン散乱した光子を表すヒストグラムの部分に算術的に組み合わせ、また、その関数を検出した光子のヒストグラムから減算し、これにより、主として特性Ｘ線光子、及び全エネルギガンマ線光子を表すコンプトン散乱が略除外された信号、またはヒストグラムが得られるようにすることである。
コンプトン連続体が略除外された状態にて、分析器は、各最高値の線形状を提供し、また、試料採取時間内で検出された特性Ｘ線光子及び全エネルギのガンマ線光子数の測定値を提供する。該計測器２４は、この情報を視覚的且つ聴覚的な形態にて医者に対して提供する。特に、この情報は、所定の時間内で検出された特性Ｘ線及び全エネルギのガンマ線の数を表す２つの棒グラフの形態にて、及びそれをビデオスクリーン３０Ｆに対応する数値形態にて視覚的に表示される。これは、図１及び図９乃至図１１に明確に図示されている。本明細書にて理解し得るように、その長さで検出された特性Ｘ線の数を表す光の棒又はグラフ３２Ａ及びその長さで受け取った全エネルギのガンマ線の計数値を表す光の棒又はグラフ３２Ｂがビデオスクリーン又はパネル３０Ｆに表示される。本発明の一つの好適な実施の形態によれば、棒グラフ３２Ａ、３２Ｂは、使用した特別な放射線同位元素に対する、特性Ｘ線と全エネルギのガンマ線との天然存在率となるように正規化され、このため、特定の放射線同位元素に対して、特性Ｘ線と全エネルギのガンマ線との天然存在率に対する正確な比にて光子が検出されたとき、その２つの棒グラフは等しい長さとなる（図１に図示するように）。ビデオスクリーン３０Ｆ上でこの棒グラフ３２Ａに関係するのは、検出された特性Ｘ線を表す数値ディスプレイ３４Ａである一方、検出された全エネルギのガンマ線の数を表す同様の数値ディスプレイ３４Ｂは、棒グラフ３２Ｂと関係付けられる。棒グラフ３２Ａ、３２Ｂ及び関係付けられた数値ディスプレイ３４Ａ、３４Ｂはそれぞれ棒グラフ及び数値ディスプレイ・ドライバ３０Ｓの制御の下にて形成される。このドライバは、コンピュータ３０内の任意の適当なソフトウエアにより作動される。
検出された光子に関する情報は、音声装置のドライバ３０Ｔの制御の下、例えば、スピーカ又は音色或いは音声合成装置のような音声装置３０Ｇにより聴覚的に提供される。これら手段の作用については、以下に説明する。
医者はディスプレイ・スクリーン３０Ｆに表された情報、及び音声装置３０Ｇにより提供される情報を以下に説明する方法にて利用し、その位置を探知し且つ特性的な摂取部位の深さを評価することができる。
以下に説明するように、本発明の幾つかの好適な実施の形態において、テクネチウム９９ｍ、インジウム１１１、イオダイン１２３、イオダイン１２５、イオダイン１３１、タリウム２０１、ガリウム６７、フッ素１８及び関心のあるその他の放射線核のスペクトルのライブラリーが組み立てられ且つ含まれ、例えば、計測器２４のコンピュータ内に記憶させる。実験的な測定又は利用可能なデータから、２ｍｍの深さの増分量又は「厚さ」から３０ｍｍの水深及び３０乃至２００ｍｍの深さまで５ｍｍの増分量にて、水と同等の組織材料又は水材料自体を透過して進む放射線の点発生源の測定を行なうことにより得られる利用可能なデータとなることが好ましい。その何れの場合でも、各種の放射線同位元素に関するデータのライブラリーが計測器２４内又はディスクヘッドに記憶されて、計測器内に入力される。このことは、次のようなファクタに対して、放出された放射線が透過する組織の厚さ又は深さが与える影響に関する情報の基準ライブラリーが装置２０に利用可能であるようにする。即ち、特性Ｘ線及び全エネルギのガンマ線の減衰、全エネルギのガンマ線の最高値及び特性Ｘ線の最高値の線形状、及び全エネルギのガンマ線と関係付けられた特性Ｘ線との比のようなファクタである。これらのデータの全ては、以下に説明するように、例えば、腫瘍のような特性的な摂取部位の定位に役立つ。
窓部設定手段３０Ｋは、特性的な摂取部位を定位し且つプローブの視野内で多量の光子に関する情報の特定のエネルギ範囲を電子的に選択することにより、評価のために身体内の構造体に関するその他の情報を得るのに役立つ。しかしながら、窓部設定手段３０Ｋについて説明する前に、特性的な摂取部位を識別するときの問題点について説明する。この目的のため、当業者に理解されるように、その窓部からプローブ２２の長手方向中心軸線に沿って測定される距離が増すに伴い、放出された光子を検出する可能な部位の数が増す。即ち、この距離が長くなるに伴い、プローブの視野は、典型的に、受け取った放出物がより多量となる。全体の視野を評価することにより、特性的な摂取部位の正確な位置を判断することは、極めて難しい。例えば、ガンマ線光子は、吸収されずに、柔軟な組織を通じて、比較的長い距離、例えば、数10ｃｍの距離を進むことができる。全エネルギのガンマ線光子は遠方の特性的な摂取部位から発生し、また視野内の深い位置にある、遠方の非特性的な摂取部位から発生することがあるため、そのガンマ線光子が発生される正確な部位を高度の確実性を以て探知することは難しい。
これと逆に、特性Ｘ線は、典型的に、吸収される迄、柔軟な組織を通じて僅か10乃至30ｍｍしか進むことのできない比較的低エネルギの放出物である。例えば、20keVのＸ線の場合、水中の半価層（即ち、入射するＸ線の２分の１を吸収する厚さ）は約10ｍｍであり、30keVＸ線の場合、21ｍｍ、40keVＸ線の場合、28ｍｍである。点発生源の場合、逆二乗法則が適用され、検出可能な深さが更に制限される。組織（又は水）を透過する光子は、吸収されることに加えて、コンプトン散乱されるが、吸収されることはない。この散乱過程から生ずる光子は、散乱されるために低エネルギとなる。吸収及びコンプトン散乱の双方の結果、所定のＸ線の最高値にて記録される光子の数は減少する。
インジウム１１１の特性Ｘ線のエネルギは約24keVであり、テクネチウム９９ｍの場合、約19keVである。このため、30ｍｍの組織の深さを超えて検出可能な量は極く少ない。このため、これらの放射線同位元素から検出された特性Ｘ線光子は、その視野内の浅い深さにある組織から発生する。このため、その発生部位の位置は、十分に画成された組織の容積内にある。この容積は、より高エネルギのガンマ線のみを検出することで探知される組織の場合よりも、遥かに小さい。
本発明は、医者がプローブで受け取った特性Ｘ線光子を検分し、例えば、疑わしい腫瘍の放射線標識した部位のような特性的な摂取部位がその上方の組織の下方に浅い角度で位置していると判断することを可能にする。これは、放射性トレーサの特性Ｘ線が組織を透過して短い距離だけ進むことを利用して行なわれる。例えば、テクネチウム９９ｍの特性Ｘ線は、半価層が８ｍｍである、即ち、テクネチウムの19keVＸ線の数は、８ｍｍの水を透過する間に半分に減少する。
本発明の開示した実施の形態の「極く近い野」は、水と同等の組織の２つの半価層として定義することができ、この場合、受け取った特性Ｘ線の数は、放出される数の100％乃至25％である。「中間の野」とは、露出面、又はと組織の外側面の下方の半価層の２倍以上、４倍以下である深さにある組織と定義することができ、この場合、受け取った光子の数は、放出された数の25％乃至６％となる。上述したように、極く近い野及び中間の野は、共に近い野を構成する。「遠い野」は、関心のある特性Ｘ線に対して、核摂取部位から４つ以上の半価層の位置又はその位置を超えた位置にあるものとして定義することができる。遠い野に於いて、検出される特性Ｘ線の数は極めて少なく、４つの半価層よりも深い組織にて摂取部位から放出された特性Ｘ線の数の６％以下である。このように、テクネチウム９９ｍの場合、極く近い野（または２つの半価層）の距離は約０乃至17ｍｍ、中間の野は17乃至33ｍｍ、近い野（極く近野及び中間の野の双方を含む）は約０乃至33ｍｍであり、遠い野は33ｍｍ以上である。
本発明の場合、極く近い野、中間の野、及び遠い野に対しその他の距離も使用可能であり、上述した野の各々の距離は、単に一例にしか過ぎないことを指摘する必要がある。更に、極く近い野、中間の野、及び遠い野は、放射性トレーサのエネルギレベルの関係であり、放射性トレーサ毎に相違する。例えば、インジウム１１１は、エネルギ24keV、存在率83.5％の特性Ｘ線光子を放出する。このため、上記の例に掲げたものと同一の定義を適用するならば、インジウム１１１に対する極く近い野は０乃至27ｍｍ、中間の野は27乃至54ｍｍ、遠い野は54ｍｍ以上となる。
上述したように、計測器２４の窓部設定手段３０Ｋは、プローブの視野１２内に属する検出された光子の特性エネルギ範囲又はその一部を評価のために電子的に選択する作用を果たす。即ち、この窓部設定手段を調節することにより、医者は、検分のために所定のエネルギ範囲に属する光子のみを選択することができる。即ち、組織内の浅い深さにある組織から発生される特性Ｘ線光子（近い野の放射線）のみを選択し、又は、その近い野内の組織から発生される特性Ｘ線光子と全エネルギのガンマ線光子との組み合わせを選択することができる。窓部設定手段及び比計算手段の双方を使用することにより、医者は、中間の野を超えて、即ち遠い野にて組織から発生される全エネルギのガンマ線の光子のみを選択することができる。
この窓部設定手段は、当該技術分野にて公知の方法にて上述のソフトウェアを適用し、医者が予め選択した多数のエネルギレベルの範囲の１つ以上を選択することを可能にすることにより作動され、プローブ２２によって検出された光子からも１つ（又はより多く）のエネルギの特性Ｘ線のみ及び／又は１つ（又はより多く）のエネルギの全エネルギのガンマ線を評価することができる。これにより、特定の予め選択した組織の深さの１つ（又はより多く）の範囲から放出された光子のデータを選択し且つ表示することが可能となる。例えば、特性的な摂取領域がその上の組織の面に近い位置にあると考える場合、本発明の一つの作動モードに従い、医者が計測器の窓部設定手段３０Ｋを調節することにより、医者は、不確実性を生じさせる遠い野のガンマ線光子に関する情報を抑制し、例えば、外側、又は組織の外面に極く近接する位置（近い野）（深さが10乃至30ｍｍ以下であることが多い）にある点から発生される特性Ｘ線光子のみを評価することができる。以下に説明する方法にてこうした特性Ｘ線光子からの信号を使用することにより、医者は、浅い深さにある癌性組織の位置を相当の確実さを以て探知することができる。このようにして、放射性トレーサ（「画像化用の放射性トレーサ」）（60keV以上のエネルギを有するガンマ線を放出し、又ガンマカメラにて像を形成するために使用することができ、更に、より低エネルギの特性Ｘ線を放出する）を使用することにより、医者には次のような有利な点が得られる。医者は、手術前に、特性的な摂取部位を外科的に探知するのに役立つガンマカメラの像を得ることができる。また、外科手術中、放射線検出手段を使用して、深さの浅い組織に摂取部位を配置することができる。また、この場合、手術前に、上記深さの浅い部位を探知することが遠い野の放射線からの信号（より深い摂取部位からの自然放射線のようなもの）によって、妨害されることはない。
近い野の疑わしい腫瘍を正確に定位するため、計測器２４は、比計算手段３０Ｎを利用することができる。任意の放射線同位元素の場合、ガンマ線とＸ線との比は既知で且つ一定である。特定の放射線同位元素からのガンマ線又はＸ線の何れかが複数である場合、１つのエネルギのガンマ線又はＸ線と別のエネルギのガンマ線又はＸ線との比も同様に、既知で且つ一定である。放射線が厚さの異なる組織を透過するとき、特定の放射性同位元素から検出された比は、21頁に記載したように、光子が物質を透過するとき、エネルギの異なる光子の吸収状態に従って、変化する。この公知の比は、上述した基準ライブラリーにて計測器内に記憶される。例えば、テクネチウム９９ｍは、19keVの特性Ｘ線の天然存在率は7.5％、140keVの全エネルギのガンマ線の存在率は89％である。インジウム１１１は、24keVの特性Ｘ線の天然存在率は83.5％、172keVの全エネルギのガンマ線の存在率は89.6％、247keVの全エネルギのガンマ線の存在率は93.9％である。比計算手段３０Ｎは、検出された特性Ｘ線と、特性的放射線同位元素に対して所定の時間内に検出されたガンマ線との比を計算し、また、その計算比と特定の深さの異なる組織、及び深さのない組織に対して記憶させた基準の比とを比較する作用を果たす。自然放射線が存在せず、又は特性的な摂取部位が浅い深さにある状態のとき、関係する視野内にて低レベルの自然放射線が検出される場合、医者は、この比に関する情報を使用して、その部位の深さをより正確に探知する。この比計算手段３０Ｎは、上述した市販のコンピュータ・プログラムを修正することで容易に作動させることができる。
減算手段３０Ｐは、比計算手段３０Ｎと協動して作用し、核摂取に対する組織に関する更なる深さ（ｚ軸）の情報を提供する。特に、手段３０Ｐは、検出されたＸ線の数に相当する検出された全エネルギのガンマ線の数を検出された全エネルギのガンマ線の総数から減算し、検出された特性Ｘ線が放出される深さを超える深さにある組織から放出された遠い野の放射線の測定値を提供する。この遠い野の放射線は、非特性的な自然放射線、及びより深い位置にある組織の特性的な摂取量の双方から得ることができる。医者は、遠い野の放射線に関するこの情報を使用して、例えば、より深い組織における摂取を評価し、又、自然放射線の多い部位を識別し、プローブを次のように方向決めすることができる。即ち、その自然放射線が近い野の測定値に与える作用を回避し、又は、最小にし、上述した比計算手段を使用して測定し、浅い深さの特性摂取部位の深さがより正確に探知され得るように方向決めする。
放射性トレーサ内の１つ以上の放射線同位元素、又は１つ以上の放射性トレーサ（その各々が異なる放射線同位元素を有する）を医者が同時に使用し、その２つの放射性トレーサの相対的摂取量が既知で且つ予測可能である場合、比計算手段３０Ｎ及び減算手段３０Ｐを更に使用して、核摂取量に対する組織の深さに関する更なる情報を得ることができる。例えば、使用される放射性同位元素が、約19keVの特性Ｘ線を放出するテクネチウム９９ｍ、及び約27keVの特性Ｘ線を放出するイオダイン１２３であるならば、19keVのＸ線が検出される組織よりも深い位置にある組織から27keVのＸ線が検出される。減算手段に関して上述した方法と同一の方法を使用することにより、検出された放射線は、テクネチウム９９ｍの近い野（19keVＸ線が検出された組織から放出される）と、テクネチウム９９ｍ−イオダイン１２３の中間の野（29keVＸ線が検出されるが、19keVＸ線は検出されない組織から放出される）と、イオダイン１２３の遠い野（ガンマ線が検出されるが、29keVＸ線は検出されない組織から放出される）とに識別することができる。次に、医者は、この情報を使用して、例えば、その深さを更に設定し、これにより、探知された各種の摂取組織の横方向位置Ｘ、Ｙ及び深さＺの座標を一層良く形成することができる。
上記と同一の方法を使用して、１つ以上のガンマ線及び／又は特性Ｘ線の最高値を使用することで、放射線の野の深さを更に識別することができる。この場合、全体として関係する光子エネルギは、約100keV以下である。その１つの放射線同位元素の一例は、約70及び81keVの放射線を放出するタリウム２０１である。比計算手段を減算手段と共に共に、多数のＸ線及び／又はガンマ線に適用することにより、本発明は医者が摂取が探知された組織の層の深さを更に分割し、これにより、関心のある組織の摂取部位の位置をより正確に探知することを可能にする。
本発明の一つの好適な実施の形態によれば、計測器２４は、また、上述したスペクトルの線形状の識別手段３０Ｑを備えている。公知であるように、検出される光子の数、又は特性放射線同位元素に対する特性Ｘ線及びガンマ線の最高値に於ける計数値は、幾つかのファクタに依存する。これらのファクタには、光子が検出される前に透過して進まなければならない材料の密度及び原子数が含まれ、この材料は、例えば、血液、柔軟な組織、肺の組織又は骨であり、又、プローブ２２により検出される前に光子がその材料を透過して進まなければならない距離が含まれる。柔軟な組織、血液及び殆どの腫瘍は、同様の密度、即ち、水の密度に略近似している。骨は遙により高密度である。肺は、その空気含有量が多いため、水よりも遙に小さい有効密度を有する。このため、ガンマ線光子及びＸ線光子が、検出される前に、例えば、骨のような比較的高密度の材料を透過して進むとき、その減衰程度は、低エネルギのＸ線に不釣り合いな程に大きい。この点に関して、20keVに於ける骨の線形減衰量は、筋肉の減衰量の約９倍である一方、筋肉は線形減衰量の点にて水と極めて類似している。従って、骨を透過するときに検出されるＸ線光子の数は、比較的少なく、又は皆無である。これと逆に、Ｘ線及びガンマ線の光子が、例えば、柔軟な組織のような密度の低い材料を透過して進むとき、検出され且つスペクトルにて表示される特性線の数は比較的多い。この典型的に多いエネルギガンマ線は、減衰効果に関する同様の欠点があるが、その程度はより軽微である。
介在組織の厚さ及び種類の関数として、各種の放射線同位元素に対するスペクトルの線形状を表す基準データのライブラリーを計測器２４に記憶させることにより、計測器２４は、医者に対して疑わしい腫瘍を定位するための情報を提供することができる。
図１２には、テクネチウム９９ｍで標識された発生源からの光子のスペクトルは空気を透過して所定の距離だけ進んでプローブに達する状態が示してある。図１３には、その間における、厚さが既知である、例えば、水のような既知の材料（水と同等の組織を表すため）に関するスペクトルが示してある。理解し得るように、全エネルギのガンマ線の光子の最高値のエネルギの後縁又は下方縁は、比対照で且つより幅が広くなり、その最高値の最大値は小さくなる。図１２及び図１３のスペクトルの双方を表すデータ、及び例えば、筋肉、組織、骨、肺のような身体内の介在材料のその他の厚さに関するその他のデータは、計測器２４内に基準ライブラリーとして記憶される。こうしたデータは、線の形状識別手段３０Ｑを使用して、プローブ２２により実際に検出され且つ多チャンネル分析器及び上述した関係手段によって処理される。特に、線の形状識別手段は、最も正確に適合する状態を探知して、その状態が実現されたならば、計測器２４は、検出された特性的な核摂取量を示す組織の深さに関する情報をディスプレイ・スクリーン３０Ｆにて視覚的に且つ／又は音声装置３０Ｇにより医者に聴覚的に提供する。このように、基準ライブラリーのデータと実際に測定したガンマ線の最高値の非対照の程度とを検分することにより、密度が既知である組織（その光子が放出された部位の上方にある組織）の深さが探知される。
ガンマ線又はＸ線が透過する組織の深さ又は密度が増すに伴い、医者は、ガンマ線又はＸ線の最高値の形状が非対称であることを利用することができる。この点に関して特性的な摂取部位までの距離が既知であり、又は何等かの独立的な手段によって妥当な程度の確実さで推定可能であるならば、次に、記憶させた基準ライブラリー内のデータを使用することにより、計測器は、特性的な摂取部位とプローブとの間に介在する組織の密度を推定するための情報を医者に提供する。密度の情報を使用する一例は、骨髄の空洞内から骨の表面まで貫通する腫瘍のような、浅い深さにあることが既知である摂取部位である。この例において、このようにして、医者は、診断用生検を得るために針を使用しつつ、薄く、又は破れた上方の皮膚骨を穿刺するのに加えるべき力を小さくすべき箇所を予め知ることができる。かかる判断は、その処置中に骨の遠方側を誤って穿刺する可能性を軽減する上で極めて有益なことである。
スペクトル線の形状認識手段３０Ｒにより使用される基準データを設定するために為されるスペクトル線の形状の測定は、カドミウム亜鉛テルル化合物、シリコーン、又はゲルマニウムのような固体半導体検出器を使用して、室温、又は室温よりも低い温度にて行うことができる。
上述したように、計測器２４には、音声装置３０Ｇが設けられている。この音声装置は、音声装置ドライバ３０Ｔにより駆動されて、疑わしい腫瘍を定位すべくプローブを使用するとき、医者の助けとなる聴覚的信号を提供する。特に、ドライバ３０Ｔは、音声装置を駆動して、可聴音を発生する。その可聴音は、特性Ｘ線光子及び／又は全エネルギガンマ線光子が検出されるときの速度の関数として、例えば、ピッチ、強さ、反復速度の点にて、各種の方法、又は何等かのその他の方法、或いはそれらの方法を組み合わせて、修正される。この音声装置３０Ｇからの音の発生は、従来技術において公知であり、幾つかの異なる市販の外科用ガンマプローブ装置にて利用可能である。この音声装置に対するドライバ３０Ｔは、任意の適当なソフトウェアによって作動させることができる。特性Ｘ線を検出するためにのみ本発明が使用されるならば、音声装置のドライバ３０Ｔは、プローブ２２が特性Ｘ線光子を検出したときにのみ、例えば、「ビー」という特定の形態の信号が放出されるように設定することができる。具体的には、プローブ２２が清浄な組織のみから成る容積に向けて、即ち、特性的な摂取位置から離れる方向に方向決めされるならば、プローブ２２により検出される特性Ｘ線光子放出物の量は比較的少ない（その理由は、プローブの視野内に比較的濃度の薄い放射性トレーサしか存在しないからである）。このため、音声装置３０Ｇは、そのプローブが清浄な組織のみを検出していることを示す遅い速度にてビーという音を発生する。
これと逆に、プローブ２２を浅い特性的な摂取部位、即ち、癌性阻組織を含む位置に向けたときに、プローブ２２は、その特性的な摂取部位から出る放射性トレーサの濃度が濃いため、より高速度にて放出される特性Ｘ線ビーム光子を検出する。このため、ドライバ３０Ｔの制御の下、音声装置から放出されるビーという音は、その周波数が著しく変化し、これにより、疑わしい特性的な摂取部位がプローブの視野内に入ったことが分かる。
一つの代替的な実施の形態において、音声装置３０Ｇは、そのドライバ３０Ｔの制御の下、単独にて、又はビーという音と共に利用される。音色及び／又はチャープを発生させ、疑わしい特定の摂取領域と清浄な組織の領域とを聴覚的に識別する。この音声装置は、次のように配置される。即ち、医者が調節して、低エネルギ（典型的に、特性Ｘ線）の光子を検出したときに、音声装置にビーという音が発生され、これと同時に、より高エネルギ（典型的に、ガンマ線）光子を検出したときに、聴覚的に識別可能なその他の音声が発生されるように調節可能であるようにする。所望であるならば、音声合成装置を使用して、医者に音声による情報を提供することもできる。
テクネチウム９９ｍで標識された、疑わしい腫瘍部位を定位するために装置２０を使用する方法について、図３乃至図１１を参照しつつ、以下に説明する。
露出した面、又は組織の外面の下方の浅い深さの位置、即ち、「近い野」にある、テクネチウム９９ｍで標識した病変部位の位置を探知するため、受け取るガンマ線光子を無視する一方で、特性Ｘ線の光子を検分する。こうした光子の検分により、その装置は、例えば、医者のようなユーザがそのプローブは、その中心が、例えば、疑わしい腫瘍、又は病変部位のような近い摂取の野の上方にあるように設定することを可能にする。
近い野、具体的には、その近い視のより奥深い部分（又はその中間）にある疑わしい腫瘍の位置を探知するため、医者は、本発明の装置を使用して、受け取った特性Ｘ線光子及び受け取った全エネルギのガンマ線光子の双方を検分するために、この装置を使用し、また、検出された数の各々を比較し、これにより、近い野内の疑わしい腫瘍の深さに関する情報を得ることができる。
更に、組織内のより奥深い位置、即ち、「遠い野」内の疑わしい腫瘍の位置を探知するため、本発明の装置は、検出した全エネルギのガンマ線の数を検分し、使用中の放射線同位元素に対して検出された特性Ｘ線の数に相当する、検出したガンマ線の数を減算し、その結果、放出された特性Ｘ線が全く検出されない組織の深さにて、遠い視から放出されるガンマ線の計数値のみが得られるようにする。
本発明にとって極めて重要なことは、受け取ったガンマ線光子が、例えば、プローブの視野内の腎臓のような遠方の摂取源から来たものか、又は、例えば、プローブの視野内の癌の可能性のあるリンパ節のような近傍の放射線標識した発生源から来たものかを熟達した医者であれば、判断可能であるという点である。この点に関して、受け取った特性Ｘ線光子と受け取ったガンマ線光子との比が近傍の発生源に対して適当であるならば、その受け取った近傍のガンマ線光子の統計値を信頼することができる。この点に関して、上述したように、テクネチウム９９ｍの19keV特性Ｘ線の存在率は7.5％であり、また、140keVの全エネルギのガンマ線光子の存在率は89％である。このように、特性Ｘ線光子の天然存在率と全エネルギのガンマ線との比は、7.5／89、即ち、0.084である。従って、この装置の比計算手段により、検出されたガンマ線光子に対するその比が0.084となるようにするのに十分な数の特性Ｘ線光子が検出されるならば、その受け取ったガンマ線及びＸ線の双方が露出した組織面の下方の浅い深さにある放射性標識した発生源から来るものであり、深い摂取源からの来るものではないと医者は知ることができる。
上述したように、ディスプレイパネル３０Ｆは、受け取った特性Ｘ線光子及び全エネルギのガンマ線の数をそれぞれ光の棒３２Ａ、３２Ｂの白部分の長さで示し、また、それぞれ関係する数値表示３４Ａ、３４Ｂで示す。この場合の光の棒は、利用される放射性トレーサに対し、特性Ｘ線光子と全ガンマ線光子との適正な比、例えば、テクネチウム９９ｍに対し0.084の比となるように正規化されており、このため、特性Ｘ線光子及び全エネルギのガンマ線光子が適正な比にて受け取られる場合、その光の棒の白い部分の長さは等しくなる一方、関係する数値表示は、その測定中、又は「計数」期間中、検出された光子の絶対数の数値を示す。この音声装置は、ドライバ３０Ｔに応答して、特性Ｘ線光子及び全エネルギのガンマ線光子が検出されるときの速度を示すそれぞれの音を発生させる。所望であるならば、これらの音は音声装置のドライバにより正規化することができる。
医者がその表示及び／又は発生した音を使用して、放射線標識された組織の位置を探知することができる。例えば、医者が放射線標識されたトレーサ、例えば、テクネチウム９９ｍで標識された単クローン抗体を受け取った患者の腹部内の疑わしい腫瘍、即ち、病変部位を医者が定位しようとしていると仮定する。この操作を行うためには、医者は腹腔内のある開始点、例えば、ある組織面に手で持ったプローブ２２を挿入する。次に、医者はそのプローブを疑わしい腫瘍部位に関してｘ、ｙ及びｚ方向に動かして、検出された特性Ｘ線が最大数となるプローブの位置及び方向を探知し、その２つの値の比を使用した放射性トレーサに予想される値と比較する。この手順は、図３乃至図９にグラフで示してある。
次に、図３を参照すると、プローブ２２の前端、又は先端２２Ａが疑わしい腫瘍の放射線標識した部位の正面に近接する位置にて組織の面に配置されており、その腫瘍は、プローブの「視野」（仮想線で図示）内に配置された状況にあることが理解される。
計数期間中にプローブが受け取った特性Ｘ線光子の数のグラフは、この装置の正規化した光の棒３２Ａで示してある一方、検出された光子の絶対数は、関係する数値表示３４Ａで示してある。同様の方法にて、計数期間中にプローブにより検出された全エネルギのガンマ線の数のグラフは、装置のその他の正規化した光の棒３２Ｂで示してある一方、検出された光子の絶対数は関係する数値表示３４Ｂで示してある。音声装置は、そのドライバにより作動されたならば、対応する可聴信号を発生させるから、医者はディスプレイパネル３０Ｆを見る必要はない。所望であれば、音が全く発生されないようにこの音声装置を不作動にすることができる。
以下の例は、本発明により説明したように、放射線検出手段を使用して、核摂取量が集中する部位を探知するときの関連する全体的な方法を説明するのに役立つ。検出された光子の実際の数は、十分に有意義なデータを提供し、これにより、２６頁に記載したように、医者に対し上記データの適正な程度の確信を持たせるのに十分でなければならない。
図３の実施例において、計数期間中に検出された特性Ｘ線の数は、600であり、検出された全エネルギのガンマ線の数は、7143である。このため、特性Ｘ線と全エネルギのガンマ線との比は600／7143、即ち、0.084となる。テクネチウム99ｍの特性Ｘ線及びガンマ線について通常、存在し、計測器２４の基準ライブラリに記憶されるこの比は、受け取ったデータが放射線標識された発生源に対して適正であり、介在組織が殆ど、又は全く皆無であることを示す（即ち、比計算手段がその検出した光子を基準光子と比較し、適正な比である否かを判断する）。この場合の光の棒３２Ａ、３２Ｂは、その各々の長さが等しく、このため、適正な比であることをグラフで表示する。このようにして、医者は、表示された情報（及び作動されるならば、聴覚的な音）から、例えば、放射線標識された疑わしい腫瘍の部位のような有意義な摂取部位がプローブの視野内にあり、しかも、プローブの前端２２Ａが着座する組織の外面に近接する位置にあると妥当に確信を持つことができる。
プローブ２２を上方又は下方に横方向、即ち（ｙ方向）に動かし、且つ右方向又は左方向（ｘ方向）に動かし、所定の時間、即ち、計数速度内にて検出された特性Ｘ線の値を読み取り、最大の計数値が得られて、医者がそのプローブを疑わしい腫瘍部位の上に中心決めすることができるときまで続けることができる。この点に関して、浅い採取部位から離れた位置にて、又は所定の組織の面に沿った位置にて、特性Ｘ線の計数値が最大となったとき（各摂取の測定量で判断される）、そのプローブの軸線をその部位の中心と整合させる。このように、プローブの前端が配置される任意の組織面にて特性Ｘ線の計数値が最大となるようにすることにより、その組織面から所定の距離に対して、基端方向の疑わしい腫瘍の中心の「ｘ」及び「ｙ」座標を設定することができる。
更に、特性Ｘ線の計数値を全エネルギのガンマ線の計数値と比較すれば、疑わしい腫瘍の前面から組織の外面（プローブの前端が配置される位置）までの「ｚ」座標が得られる。
単クローン抗体を含む、多くの放射線トレーサの場合、有意義な非特性的摂取の位置が既知で且つ予測可能であることが多い。以下に掲げる例は、その有意義な非特性摂取部位が腎臓であることを医者が知る状況に関するものである。
当業者に理解されるように、放射線標識された疑わしい腫瘍の部位を定位しようとするとき、本発明の装置は、使用される放射線同位元素に対してガンマ線の数に比べて検出する特性Ｘ線の光子の数が不釣り合いな程に少なく、このため、医者は、その検出されたガンマ線の大部分が近接する摂取領域ではなくて、組織の奥深い強力な摂取源、即ち疑わしい腫瘍から遠方又は離れた位置から放出されるものであることを妥当に確信することができる。この状態の一例は、図４に図示されており、この場合、プローブ２２は、プローブの前端に極く近い位置に配置されたリンパ節内のテクネチウム99ｍで標識した疑わしい腫瘍の上方に中心がある状態で示されており、患者の腎臓の大部分はプローブの視野内にあるが、例えば、プローブの前端から５ｃｍといった極めて遠方又は組織内の奥深い位置にある。腎臓は、典型的に、放射線標識されたトレーサの相当な量を吸収し、この実施例の場合、露出した組織面から５ｃｍ下方の位置にあるため、この腎臓からの特性Ｘ線は介在する水と同等の組織から成る半価層を６つ透過しなければならず、その結果、これらＸ線光子の僅か１％しかそのプローブに達することができない。プローブにより受け取られた特性Ｘ線光子の大部分、例えば、この実施例において、600の光子が、近傍の採取源、この場合、疑わしい腫瘍から来るものとなる。全エネルギのガンマ線光子は、Ｘ線程に顕著に減衰され又は吸収されずに、介在組織を透過して遥かに長い距離を進むことができるため、受け取ったガンマ線光子の数は、受け取った特性Ｘ線の数に比べて極めて多い。この例において、20450のガンマ線が検出されている。その結果、検出された特性Ｘ線の数と検出されたガンマ線の数との比は0.029となる。この不釣り合いな程に小さい比は、長さの異なる正規化した光の棒のグラフで示してある、即ち、図４に示すように、ガンマ線を表す光の棒３２Ｂは、特性Ｘ線を表す光の棒３２Ａよりも著しく長く、受け取ったガンマ線の光子の大多数は、遠方の強力な摂取部位（この場合、腎臓の大部分であり、医者はその全体的な位置を把握している）から来るものであることを医者に示す。
従って、医者は、疑わしい腫瘍を定位するためには、検出されたガンマ線に対する所望の比にて検出された特性Ｘ線の数を最大にし得るようにその探知を続けなければならない。この目的を達成するため、医者は、その前の「軸線上」の位置から露出した組織面に沿って右方向及び／左方向（即ち、「ｘ」方向）及び上方及び下方（即ち、「ｙ」方向）に向けてプローブを横方向に動かし、「軸線外」の制御測定値を求め、これにより、検出された光子の数が変化する状態を判断することができる。このことは、医者が疑わしい腫瘍の周端縁の位置を探知することを可能にし、又は疑わしい腫瘍から検出された光子の数と隣接する背景部分からの光子の数とを比較することを可能にする。例えば、図５に図示するように、検出された特性Ｘ線の数が、例えば、600から30へと急激に減少する一方、検出されたガンマ線の数が20450から10060に減少する迄、プローブを左方向に動かす場合、このことは、疑わしい腫瘍は最早、プローブの視野内には存在せず、摂取の遠方領域の小さい部分（但し、依然、相当な部分）が視野内に留まることを示す。
次に、医者は、疑わしい腫瘍を定位するため、その探知を続行しなければならない。この目的のため、医者が腫瘍の左方向までプローブを「ｘ」方向に動かし、「ｙ」方向に向けて下方に動かし、疑わしい腫瘍がプローブの視界外となり（その結果、所定の時間内に検出される特性Ｘ線の数が急激に減少する）、次に、プローブをその最初の方向に対して角度を為す方向に方向決めし、検出された特性Ｘ線の数が急激に増大し、検出されたガンマ線の数が急激に減少するようにすると、医者は、遠方の摂取部位、即ち、腎臓の影響を解消することにより、疑わしい腫瘍の位置に「達する」ことができる。この作用は、図６に図示されており、この場合、プローブはその最初の方向に対して垂直に方向決めされた状態で示してあり、このため、600の特性Ｘ線が検出される一方、7143のガンマ線が検出される。この場合、Ｘ線対ガンマ線の比は0.084であるため、光の棒３２Ａ、３２Ｂは長さが等しく、これにより、近くの摂取源が存在することを示す、即ち、疑わしい腫瘍のあるリンパ節があり、視野内にその他の摂取源が存在しない（即ち、腎臓の部分が存在しない）ことが分かる。このように、医者は疑わしい腫瘍を定位することができる。
上述したように、プローブ２２は、コリメータ２２Ｅを備えることが好ましい。該コリメータは、プローブの放射線又は結晶２２Ｃの視野を狭くし（又は拡大し）、疑わしい腫瘍の定位を容易にし、例えば、プローブの視野を制限し、これにより、医者が非特性的な摂取の既知の源を検出し易いように調節可能であるようにし、又は固定したものとすることができる。この特徴は、特に、既知の非特性的摂取の強力な源に極く隣接する疑わしい腫瘍を定位する上で極めて効果的である。例えば、図７には、図４に関して説明した実施例におけるよりも腎臓に遥かに近い位置にある、疑わしい腫瘍を定位する状態が示してある。この後者の実施例において、600の特性Ｘ線が検出される一方、42560の全エネルギのガンマ線が検出される。この例における特性Ｘ線対ガンマ線との比は、不釣り合いな程に小さく、ガンマ線のみが検出される強力な深い摂取源がプローブの視野内にあり、また、Ｘ線が検出されるより近接する放射線源があることを医者に示す。このように、医者は、上述した方法と同様の方法にてその探知を続行する。特に、検出されたＸ線の数が30まで減少する一方、検出されたガンマ線の数が32240まで減少し、疑わしい腫瘍が、最早、患者の視野内に存在しないが、依然、深い摂取源が存在することが表示されるまで、図８に図示するようにプローブを左方向に動かす。図６に示すと同様の方法にてプローブを方向決めし、プローブ２２の上に設けられたコリメータ２２Ｅを使用して、図９に示したようにプローブの視野を狭小にすることにより、医者は、３００の特性Ｘ線及び９４５０の全エネルギのガンマ線を検出することができる。その結果、医者は、プローブの視野内にその他の非特性的な摂取源が存在しないであろう妥当に確信することができる。医者は、そのプローブを同一の方向に保ち且つプローブを露出した組織面に沿って異なる方向に動かすときに、その表示値を観察することにより、疑わしい腫瘍の位置を更に確認することができる。このように、疑わしい腫瘍の定位が為される。
例えば、腫瘍のような特性的な摂取源（使用される特性的な放射線同位元素に対して近い野を超える位置する）の位置を探知するため、装置２２は、検出された全エネルギガンマ線を利用する。しかしながら、特性Ｘ線と全エネルギのガンマ線との比が適当であり、そのため、検出されたガンマ線の数を使用して遠方の特性的な摂取源を表示し得るかどうかを判断するためにも、受け取ったこの特性Ｘ線が利用される。図１０及び図１１には、肥満した人の腹腔内の奥深い位置にあるテクネチウム99mで標識した疑わしい腫瘍の位置を定位する方法が図示されており、また、その疑わしい腫瘍の位置を定位するために、プローブ２２で腹膜の組織面を穿刺しないようにすることが望ましいと考えられる。このように、この場合、その疑わしい腫瘍が近い野を超える位置にある。
図１０において、プローブは、疑わしい腫瘍の軸線から外れた位置に示してあり、装置は、300の特性Ｘ線と、4320の全エネルギガンマ線とを検出している。この場合、特性Ｘ線と全エネルギガンマ線との比は不釣り合いな程に小さいため、光の棒３２Ａ、３２Ｂの長さは等しくない。更に、医者は、疑わしい腫瘍の上を通る以外の任意の方向に向けて図１０に図示した位置に隣接する位置までプローブを動かしたとき、検出されたガンマ線及び特性Ｘ線の相対的な数は、感知し得る程には変化しない。このように、医者は、検出された放射線が一般にその組織の全体に亙って存在する低濃度の摂取量からの自然放射線を表すものであり、その腫瘍を定位するためには更なる探知が必要とされると妥当に確信する。この目的を達成するためには、プローブをｘ又はｙ方向（それぞれ、左／右又は上方／下方）の何れかに動かす。図１１の図面において、プローブは、選択されたガンマ線の数が増大する迄、左方向に向けてｘ方向に動かした状態で示してある。この実施例において、Ｘ線の発生源は、摂取量の濃度が低い状態にて組織をプローブに近い位置に保つから、検出された特性Ｘ線の数は300に保たれる。しかしながら、プローブが疑わしい腫瘍と同一軸線にあるとき（即ち、中心決めされている）、検出されるガンマ線の数は9450に増大し、その後、プローブを疑わしい腫瘍から離れる任意の方向に動かすと減少し、その疑わしい腫瘍は、再度、プローブの視野の外に出る。使用される放射性トレーサは、テクネチウム99ｍで標識されているため、摂取部位と放射線を検出するプローブとの間に介在組織が存在しないならば、300の特性Ｘ線の測定値の場合、関係する3571の全エネルギのガンマ線があることになる。このため、受け取った測定値から、医者は、5879のガンマ線（9450乃至3571）がより深く遠い野の摂取源から来ていると確信することができ、医者は、近い野を超える位置にある腫瘍を含む、解剖学的知識に基づいてその摂取の野を知ることができる。更に、プローブが偏心状態（図１０）となるときのガンマ線の測定値から、医者は、4320のガンマ線が検出され、749（4320乃至3571）であれば、例えば、血液が溜まった部分、細胞外の流体等におけるような、プローブの視野外にある非特性的な摂取量からの自然放射線を表すような、より深いその他の遠い摂取源からのものであることことを知る。
従来技術の特徴であるように、図１０及び図１１の検出されたガンマ線の数を検分しようとするだけで、同時に検出された特性Ｘ線の数及び検出されたガンマ線の数に対するその比は別個に考慮しないとき、検出された疑わしい遠方の腫瘍のガンマ線（プローブが「軸線上」にあるとき、図１１の検出されたガンマ線の数）と検出された自然放射線（プローブが「軸線外」にあるとき、図１０の検出されたガンマ線の数）との比は、9450／4320となる。このため、ガンマ線のみを検分する従来技術による、疑わしい腫瘍と自然放射線との比は、2.19となる。しかしながら、装置２０を使用する場合、検出された遠い野のガンマ線と検出された自然ガンマ線との比は、7879／749、即ち、7.85となる。この著しく大きい腫瘍と背景放射線との比、即ち、濃淡比は、医者に対して疑わしい腫瘍が実際に定位されたことを遥かに確実に確信させることになる。
上述したように、多くの場合、表示された数が特性Ｘ線及び全エネルギガンマ線を表すが、受け取ったコンプトン散乱した光子の何れも略表さないことが望ましい。このことは、一部、プローブ２２上にてコリメータ２２Ｅを利用し、受け取ったコンプトン散乱した光子の数を最小にすることで達成することができる。この目的は、受け取った全ての光子のスペクトルを表す信号からコンプトン連続体を表す信号を略排除し又は除外して、主として受け取った特性Ｘ線及び図１５に図示するような受け取った全エネルギのガンマ線を表す処理信号を提供し得るようにする、特性Ｘ線の隔離手段３０Ｌ及び上述したガンマ線の隔離手段によって一層、完全に達成することができる。
この点に関して、コンプトン散乱した光子を表す信号は、受け取った計数値から除外することが望ましい一方、このことは、必須ではないことも再度、繰り返す必要がある。このように、装置２０は、特性的摂取の組織を正確に定位することを可能にするため、コンプトン散乱した光子に関するデータを除外する必要はない。
本発明により設定される疑わしい腫瘍の組織のデカルト座標における相対的な面Ｘ、Ｙの位置、及び深さＺは、実質的に、ガンマカメラの平面像及び立体像と比較可能であることが当業者に理解されよう。更なる改良として、本装置により設定される疑わしい腫瘍の組織のデカルト座標における絶対Ｘ、Ｙの位置及び深さＺは、コンピュータによりその前に得られた立体的なガンマカメラの像のデカルト座標にて対応した絶対Ｘ、Ｙの位置及び深さＺと相関させることができる。このように、プローブの位置及び角度方向に関する疑わしい腫瘍組織の立体的な分布状態の仮想マップ（組織の外面からのプローブの距離を考慮に入れたもの）は、外科用プローブに取り付けられた、適当な市販のｘ、ｙ、ｚ及び角度方向の位置検出装置（図示せず）からのフィールドバック信号により追跡することができる。
要約すれば、本発明は、例えば、約１５乃至３０ｋｅＶという距離の短い特性Ｘ線をそれ自体の信号として検出するだけで、プローブを近い野の特性的摂取部位に方向決めし得るように、医者を導くことができる。更に、その検出された特性Ｘ線の信号は、関連する全エネルギガンマ線の信号と比較すれば、その検出されたガンマ線の発生源の深さの表示手段として作用することができる。プローブの角度方向から全エネルギガンマ線の略純粋な近い野の信号が得られるならば、低エネルギの特性Ｘ線の信号を利用するだけで、その近い野の信号だけを電子的に選択することができる。他方、プローブの角度方向から、検出された特性Ｘ線の数と検出されたガンマ線の数との比が大きく、大部分の強力なガンマ線の略近い野の発生源であることが示されるならば、その検出されたガンマ線の数を近傍の摂取、即ち、放射線標識された組織を示すものとして受け入れる。テクネチウム９９ｍのような放射線同位元素が使用されるとき、特性Ｘ線は、全エネルギガンマ線よりも存在率が遥かに小さい場合、全エネルギガンマ線により提供される、より多量の方向に関する情報と共に、その遥かに強力な信号を使用することが好ましい。
組織内、又は「遠い野」内にある奥深い疑わしい腫瘍の場合、本発明の装置を使用する医者は、その摂取部位を定位するため、その遠い場から発生する検出したガンマ線だけを電子的に選択することができる。
更に、上述したように、本発明の装置は、検出した全エネルギのガンマ線の最高値の線形状を測定し、摂取部位の深さに関する情報を提供することを可能にする。
このように、本発明は、医者に対して、具体的な外科手術上の問題点又は診断上の問題点に対応する最大の情報を提供する何れかの信号を選択可能にする。
最後に、本発明の主題は、放射線標識された組織を検出することに関して説明したが、本発明は、例えば、材料及び構造体を非破壊的に検査するといったその他の目的にも使用可能であることを指摘する必要がある。
更に説明せずに、上記の説明は、本発明を完全に記載したものであり、現在又は将来の知識を適用することにより、本発明を各種の使用状態にて使用し得るよう応用することができる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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