FR2908283A1

FR2908283A1 - GAMMA RADIATION DETECTION PROBE AND ENDOSCOPY OR SURGICAL DEVICES INTEGRATING SUCH A PROBE.

Info

Publication number: FR2908283A1
Application number: FR0654873A
Authority: FR
Inventors: Benoit Hautefeuille; Olivier Tillement; Claire Billotey; Christophe Dujardin; Marc Janier; Frederic Prat; Nicolas Mathieu; Olivier Brosset; Philippe Anfre
Original assignee: Centre National de la Recherche Scientifique CNRS; Universite Claude Bernard Lyon 1 UCBL; Hospices Civils de Lyon HCL; AXESS VISION Tech
Current assignee: Centre National de la Recherche Scientifique CNRS; Universite Claude Bernard Lyon 1 UCBL; Hospices Civils de Lyon HCL; AXESS VISION Tech
Priority date: 2006-11-13
Filing date: 2006-11-13
Publication date: 2008-05-16
Anticipated expiration: 2026-11-13
Also published as: FR2908283B1; WO2008059164A1

Abstract

L'invention a pour objet une sonde miniaturisée de détection de rayonnements gamma comportant une partie insérable dans une cavité tubulaire qui comprend au moins :- un cristal scintillateur qui émet de la lumière en réponse à des rayonnements ionisants, de préférence à des rayonnements gamma,- une fibre optique assurant la collecte d'au moins une partie de la lumière émise par le matériau scintillateur, et sa transmission vers un convertisseur photoélectrique,caractérisée en ce que le cristal présente un volume inférieur à 30 mm<3> et que la section droite transversale maximale de la sonde est inférieure à 10 mm<2>.The subject of the invention is a miniaturized gamma radiation detection probe comprising a part which can be inserted into a tubular cavity which comprises at least: a scintillator crystal which emits light in response to ionizing radiation, preferably to gamma radiation, - an optical fiber ensuring the collection of at least part of the light emitted by the scintillator material, and its transmission to a photoelectric converter, characterized in that the crystal has a volume of less than 30 mm <3> and that the section Maximum transverse line of the probe is less than 10 mm <2>.

Description

1 La présente invention concerne le domaine technique des sondes1 The present invention relates to the technical field of probes

endocavitaires permettant la détection de rayonnements gamma et des dispositifs endoscopiques ou chirurgicaux. endocavity allowing the detection of gamma radiation and endoscopic or surgical devices.

En médecine nucléaire, la détection de cancer par injection de produits pharmaceutiques radioactifs qui se localisent préférentiellement dans les tumeurs est une technique largement banalisée. La localisation et la forme de la tumeur peuvent ainsi être imagées par des gamma camera externes, à tomographie d'émission monophotonique (SPECT) et de plus en plus du type TEP ( tomographie à émission de positons ), en administrant par exemple des radioisotopes de type : 1311, 198Au, 99Tc ou 1$F aux patients. Cependant, la sensibilité des systèmes d'imagerie existante n'est pas toujours satisfaisante. De plus, les doses admissibles et les spécificités de marquage des produits radiopharmaceutiques utilisés sont des paramètres limitatifs, de sorte qu'il est difficile en pratique d'atteindre des résolutions inférieures à quelques millimètres. Or, la détection de tumeurs les plus petites possibles est primordiale car une détection précoce de celles ci permet au plus tôt de prendre les mesures de traitement nécessaire et améliore de ce fait le pronostic des patients. In nuclear medicine, the detection of cancer by injection of radioactive pharmaceutical products which preferentially localize in tumors is a widely used technique. The location and shape of the tumor can thus be imaged by external gamma cameras, single-photon emission tomography (SPECT) and increasingly of the PET type (positron emission tomography), for example by administering radioisotopes of type: 1311, 198Au, 99Tc or 1 $ F to patients. However, the sensitivity of existing imaging systems is not always satisfactory. In addition, the admissible doses and the marking specificities of the radiopharmaceuticals used are limiting parameters, so that it is difficult in practice to achieve resolutions of less than a few millimeters. However, the detection of the smallest possible tumors is essential because an early detection of these allows the necessary treatment measures to be taken as soon as possible and thereby improves the prognosis of the patients.

Par ailleurs, dans le cadre du suivi régulier de patients à risque, des diagnostics de dépistage sont souvent réalisés par endoscopie, généralement par simple observation optique. Ces méthodes d'identifications restent souvent insuffisantes dans le cas, par exemple, de tumeurs superficielles ou d'une extension débutante des tumeurs à des ganglions lymphatiques. In addition, as part of the regular monitoring of patients at risk, screening diagnoses are often carried out by endoscopy, generally by simple optical observation. These identification methods often remain insufficient in the case, for example, of superficial tumors or of an early extension of tumors to lymph nodes.

A la fin des années 70, des détecteurs de radiations de faibles tailles, insérables directement dans le corps à proximité des tumeurs ont été développés pour des bronchoscopies ou opérations chirurgicales (H. Barber et al., miniature radiation detectors for surgical tumor staging 32 ACEMB, Denver, Colo., 6-10 oct. 1979) ; H. Barber et al., small radiation detectors for bronchoscopic tumor localization , IEEE Transactions on Nuclear Science, Vol. NS-27, N 1, feb. 1980). De tels détecteurs ont l'avantage de s'approcher de la source d'émission et d'augmenter ainsi considérablement le nombre de photons détectés. Un désavantage de ces détecteurs est cependant apparu très rapidement : leur taille 2908283 2 et leur forte sensibilité au fond continu radioactif gêne l'interprétation du signal recueilli. De plus, toute variation locale de la radioactivité de fond qui correspond aux zones non marquées rend le problème encore plus délicat. Plusieurs propositions ont alors été apportées pour tenter de diminuer ces 5 effets néfastes liés au bruit de fond et d'augmenter la sensibilité au niveau du rapport signal sur bruit. Le brevet US 4,595,014 propose d'ajouter à une sonde de détection de la radioactivité, insérable dans le corps humain, un dispositif permettant d'identifier les rayonnements ionisants qui entrent selon une direction privilégiée au sein du 10 cristal scintillateur. Dans ces types de sondes, il est disposé, autour du cristal, un élément collimateur de très forte densité, comme le tungstène, avec des géométries et assemblages souvent complexes. Cependant, le collimateur pour permettre un masquage suffisant de certains rayons gammas, doit avoir une certaine épaisseur et donc occuper un volume encore plus important. Cette 15 épaisseur doit être encore plus importante pour des rayonnements plus énergétiques. C'est pourquoi la collimation des cristaux scintillants ne paraît pas encore une solution suffisante, notamment dans les utilisations pour la détection de gamma fortement énergétique. Pour résoudre ce problème, il a été proposé d'utiliser plusieurs cristaux 20 scintillateurs différents couplés chacun à une fibre optique. Le brevet US 5,331,961 propose d'utiliser une sonde endoscopique utilisant au moins deux scintillateurs en tandem, disposés de façon spécifique l'un par rapport à l'autre et couplés à deux fibres optiques. La configuration proposée, permet une meilleure directionnalité mais nécessite toujours au moins l'utilisation de deux cristaux, de 25 deux fibres optiques, et réclame également deux photodétecteurs qui sont, pour obtenir une bonne efficacité, souvent d'un coût élevé. De plus, la surface utile par cristal (et donc le signal lumineux) arrivant à chaque photodétecteur est divisée par deux. Par conséquent, ce qui est gagné d'un côté en spécificité, notamment pour identifier la direction des rayonnements émis, est perdu partiellement au 30 niveau signal sur bruit recueilli par chaque détecteur. De plus, ce dispositif prévoit toujours d'associer aux moins deux cristaux scintillateurs disposés de façon spécifiques l'un par rapport à l'autre et souvent sur une même section frontale, ce 2908283 3 qui fait une section minimale importante et limite l'utilisation dans certaines applications avec notamment l'accès à des cavités de faibles sections. L'utilisation de sonde de détection de la radioactivité gamma, insérable dans le corps humain ou animal, reste encore cependant très marginale et les résultats 5 en terme de performance de localisation et rapport signal sur bruit semblent encore insuffisants avec les techniques développées, centrées sur la localisation directionnelle de la source d'émission. De plus, la complexité des systèmes proposés dans l'art antérieur les rend particulièrement onéreux et empêche d'en faire un usage unique. La réutilisation 10 de telles sondes rend, de ce fait, obligatoire le nettoyage et l'aseptisation des sondes utilisées entre chaque utilisation. Un des objectifs de l'invention est donc de proposer une nouvelle sonde pour la détection de rayonnements gamma, qui soit insérable dans une cavité tubulaire d'un être vivant et qui offre une grande sensibilité de détection et permette une 15 localisation précise de la zone radioactive, tout en présentant un faible coût de revient, autorisant un usage unique. Dans ce contexte, l'invention a pour objet une sonde de diagnostic comportant une partie insérable dans une cavité tubulaire qui comprend au moins : 20 - un cristal scintillateur qui émet de la lumière en réponse à des rayonnements ionisants, de préférence à des rayonnements gamma, et - une fibre optique assurant la collecte d'au moins une partie de la lumière émise par le cristal scintillateur, et sa transmission vers un convertisseur photoélectrique, 25 caractérisée en ce que le cristal présente un volume inférieur à 30 mm3 et que la section droite transversale maximale de la sonde est inférieure à 10 mm2. La description qui va suivre, en référence aux dessins annexés, permet de mieux comprendre l'invention. La Figure 1 illustre un dispositif comportant une sonde selon l'invention. At the end of the 1970s, small radiation detectors, insertable directly into the body near tumors were developed for bronchoscopies or surgical operations (H. Barber et al., Miniature radiation detectors for surgical tumor staging 32 ACEMB , Denver, Colo., Oct 6-10, 1979); H. Barber et al., Small radiation detectors for bronchoscopic tumor localization, IEEE Transactions on Nuclear Science, Vol. NS-27, N 1, feb. 1980). Such detectors have the advantage of approaching the emission source and thus considerably increasing the number of photons detected. However, a disadvantage of these detectors appeared very quickly: their size 2908283 2 and their high sensitivity to the continuous radioactive background hamper the interpretation of the signal collected. In addition, any local variation in background radioactivity which corresponds to unlabeled areas makes the problem even more difficult. Several proposals were then made in an attempt to reduce these 5 harmful effects linked to the background noise and to increase the sensitivity at the level of the signal to noise ratio. US Pat. No. 4,595,014 proposes to add to a radioactivity detection probe, which can be inserted into the human body, a device making it possible to identify the ionizing radiation which enters in a privileged direction within the scintillator crystal. In these types of probes, a very high density collimator element, such as tungsten, is placed around the crystal, with often complex geometries and assemblies. However, the collimator to allow sufficient masking of certain gamma rays, must have a certain thickness and therefore occupy an even larger volume. This thickness must be even greater for more energetic radiations. This is why the collimation of scintillating crystals does not yet appear to be a sufficient solution, in particular in uses for the detection of highly energetic gamma. To solve this problem, it has been proposed to use several different scintillator crystals each coupled to an optical fiber. US Pat. No. 5,331,961 proposes to use an endoscopic probe using at least two scintillators in tandem, arranged specifically with respect to one another and coupled to two optical fibers. The proposed configuration allows better directionality but still requires at least the use of two crystals, two optical fibers, and also requires two photodetectors which are, to obtain good efficiency, often of a high cost. In addition, the useful surface per crystal (and therefore the light signal) arriving at each photodetector is halved. Consequently, what is gained on the one hand in specificity, in particular for identifying the direction of the emitted radiations, is partially lost at the signal-to-noise level collected by each detector. In addition, this device always provides for associating at least two scintillator crystals arranged in a specific manner with respect to one another and often on the same front section, this 2908283 3 which makes a significant minimum section and limits the use. in certain applications with in particular access to cavities of small sections. The use of a gamma radioactivity detection probe, which can be inserted into the human or animal body, remains however very marginal and the results in terms of localization performance and signal-to-noise ratio still seem insufficient with the techniques developed, centered on the directional location of the emission source. In addition, the complexity of the systems proposed in the prior art makes them particularly expensive and prevents them from being used once. Reuse of such probes therefore makes it mandatory to clean and sanitize the probes used between each use. One of the objectives of the invention is therefore to provide a novel probe for the detection of gamma radiation, which can be inserted into a tubular cavity of a living being and which offers high detection sensitivity and allows precise localization of the area. radioactive, while having a low cost price, allowing a single use. In this context, the subject of the invention is a diagnostic probe comprising a part which can be inserted into a tubular cavity which comprises at least: a scintillator crystal which emits light in response to ionizing radiation, preferably to gamma radiation , and - an optical fiber ensuring the collection of at least part of the light emitted by the scintillator crystal, and its transmission to a photoelectric converter, characterized in that the crystal has a volume of less than 30 mm3 and that the section Maximum transverse line of the probe is less than 10 mm2. The description which follows, with reference to the accompanying drawings, makes it possible to better understand the invention. FIG. 1 illustrates a device comprising a probe according to the invention.

30 La Figure 2 illustre la partie insérable d'un dispositif endoscopique intégrant, en plus de la sonde selon l'invention, des moyens optiques de visualisation de la cavité dans lequel elle est insérée.FIG. 2 illustrates the insertable part of an endoscopic device incorporating, in addition to the probe according to the invention, optical means for visualizing the cavity in which it is inserted.

2908283 4 La Figure 3 montre l'évolution obtenue à l'exemple 1 du nombre de coups détectés, en fonction de la distance en mm séparant la sonde de la source. La Figure 4 montre l'évolution obtenue à l'exemple 2 du nombre de coups détectés, en fonction de la distance en mm séparant la sonde de la source.FIG. 3 shows the evolution obtained in Example 1 of the number of hits detected, as a function of the distance in mm separating the probe from the source. FIG. 4 shows the evolution obtained in Example 2 of the number of hits detected, as a function of the distance in mm separating the probe from the source.

5 La Figure 5 est une représentation de profil de la sonde utilisée à l'exemple 3, la Figure 6 illustre schématiquement le dispositif mis en oeuvre et la Figure 7 montre l'évolution obtenue à l'exemple 3 du nombre de coups détectés, en fonction de la distance en mm séparant la sonde de la source. La Figure 8 illustre schématiquement le dispositif mis en oeuvre à l'exemple 10 4 et la Figure 9 montre l'évolution obtenue à l'exemple 4 du nombre de coups détectés, en fonction du temps. La Figure 10 montre l'évolution obtenue à l'exemple 5 du nombre de coups détectés, avec et sans collimateur, en fonction de la distance en mm séparant la sonde de la source.5 Figure 5 is a profile representation of the probe used in Example 3, Figure 6 illustrates schematically the device used and Figure 7 shows the evolution obtained in Example 3 of the number of hits detected, in depending on the distance in mm separating the probe from the source. FIG. 8 diagrammatically illustrates the device implemented in Example 4 and FIG. 9 shows the evolution obtained in Example 4 of the number of hits detected, as a function of time. FIG. 10 shows the evolution obtained in Example 5 of the number of hits detected, with and without a collimator, as a function of the distance in mm separating the probe from the source.

15 La Figure 11 montre l'évolution obtenue à l'exemple 6 du nombre de coups détectés, avec un départ de la sonde au contact ou à 1 cm de la source, en fonction de la distance en mm séparant la sonde de la source. La Figure 12 présente les signaux obtenus à l'exemple 7 suivant les différents passages à différentes vitesses de circulation Cl à C9.FIG. 11 shows the evolution obtained in Example 6 of the number of hits detected, with the probe leaving in contact with or at 1 cm from the source, as a function of the distance in mm separating the probe from the source. FIG. 12 shows the signals obtained in Example 7 following the different passages at different circulation speeds C1 to C9.

20 Du fait de la petite taille du cristal utilisé, la quantité de lumière captée par la fibre est toujours sensiblement la même, quelque soit l'endroit où le rayonnement ionisant arrive sur le cristal. La très faible dimension et la haute efficacité du cristal offre une grande sensibilité de détection et un rapport optimal signal/bruit pour la détection de lésions à un stade très précoce. En particulier, la sonde selon 25 l'invention est de forme et de taille adaptée pour être insérée dans une cavité tubulaire d'un être vivant, et en particulier de l'homme. La présente invention propose, de ce fait, un nouveau type de sonde miniaturisée, de type endo-cavitaire qui constitue un outil d'aide à la détection de lésions spécifiques particulièrement performant. Une telle sonde peut notamment 30 être utilisée en tant qu'instrument propre ou accessoire insérable dans un système endo-cavitaire existant lors d'actes diagnostiques d'endoscopie ou lors d'actes de chirurgie par vidéoscopie. La sonde selon l'invention permet d'obtenir une information précise sur la radioactivité locale à l'intérieur d'un être vivant.Due to the small size of the crystal used, the amount of light picked up by the fiber is always substantially the same, regardless of where the ionizing radiation hits the crystal. The very small size and high efficiency of the crystal offers high detection sensitivity and an optimal signal-to-noise ratio for the detection of lesions at a very early stage. In particular, the probe according to the invention is of a shape and size suitable for being inserted into a tubular cavity of a living being, and in particular of man. The present invention therefore proposes a new type of miniaturized probe, of the endocavitary type, which constitutes a particularly powerful tool for assisting in the detection of specific lesions. Such a probe can in particular be used as its own instrument or as an accessory which can be inserted into an endocavitary system existing during endoscopic diagnostic procedures or during videoscopic surgery procedures. The probe according to the invention makes it possible to obtain precise information on the local radioactivity inside a living being.

2908283 5 Par rapport aux systèmes scintillants existants utilisables in vivo, il est proposé de gagner au niveau de la qualité de détection par une approche originale qui ne cherche pas à identifier la direction de provenance du gamma interceptée, ce qui était réalisé, précédemment, soit par collimation soit par utilisation de deux 5 cristaux différents et recombinaison du signal, mais la distance de la zone d'émission. En effet, les inventeurs ont imaginé d'utiliser le fait que, pour une zone de radioactivité donnée, le flux de gamma mesurable évolue en fonction de l'angle solide et diminue ainsi en fonction de l'inverse de la distance au carré par rapport à la zone d'émission. Aussi, en mesurant la radioactivité locale, on dispose d'un 10 moyen très efficace de localisation par simple étude de l'évolution du nombre de paquets de photons émis par le cristal scintillant en relation directe avec le flux de gamma mesurable provenant de la zone radioactive. Dans les anciens dispositifs, il était utilisé, à l'inverse, des cristaux scintillateurs importants, qui présentaient d'ailleurs souvent au moins un axe de 15 grande longueur dans la direction de la sonde, afin d'obtenir une probabilité d'interaction plus importante. Par conséquent, les rayonnements ionisants reçus à une extrémité du cristal, était en probabilité très différents des rayonnements ionisants reçus à l'autre extrémité. Dans le cadre de l'invention, il est proposé d'utiliser un très petit cristal 20 scintillateur de volume inférieur à 30 mm3, qui se conduit, en fait comme un détecteur cristallin quasi ponctuel, ce qui permet de gagner considérablement au niveau de la sensibilité et de la précision sur la localisation de la zone d'émission. Selon un mode préféré, le cristal a un volume inférieur à 10 mm3, préférentiellement inférieur à 5 mm3 et de préférence inférieur à 1 mm3. De 25 préférence, dans la sonde selon l'invention, le cristal n'est pas associé à un moyen quelconque de collimation Néanmoins, dans certains cas, notamment lorsque la sonde est utilisée pour détecter des rayonnements faiblement énergétiques, le cristal pourra être équipé d'un collimateur. De façon préférée, le cristal utilisé présente une longueur maximale de 5 30 mm, préférentiellement de 1 mm. De façon avantageuse, le cristal présente une section transversale par rapport à l'axe longitudinal de la fibre optique inférieure à 8 mm2 et de préférence inférieure à 1 mm2. Le cristal présente avantageusement une forme cylindrique, préférentiellement avec une section de diamètre inférieur à 2908283 6 5 mm et de préférence inférieur à 2 mm. Il est particulièrement avantageux de choisir un cristal dont la forme est telle que le rapport de la plus grande dimension du cristal passant par son centre sur la plus petite dimension du cristal passant par son centre soit inférieur ou égal à 3, de préférence inférieur ou égal à 1,5.2908283 5 Compared with existing scintillating systems usable in vivo, it is proposed to gain in terms of detection quality by an original approach which does not seek to identify the direction of origin of the intercepted gamma, which was carried out previously, namely by collimation or by using two different crystals and recombination of the signal, but the distance from the emission zone. Indeed, the inventors have imagined using the fact that, for a given radioactivity zone, the measurable gamma flux changes as a function of the solid angle and thus decreases as a function of the inverse of the distance squared with respect to to the emission area. Also, by measuring the local radioactivity, we have a very efficient means of localization by simple study of the evolution of the number of photon packets emitted by the scintillating crystal in direct relation with the measurable gamma flux coming from the zone. radioactive. In the old devices, on the contrary, large scintillator crystals were used, which moreover often had at least one axis of great length in the direction of the probe, in order to obtain a greater probability of interaction. important. Therefore, the ionizing radiation received at one end of the crystal was in probability very different from the ionizing radiation received at the other end. In the context of the invention, it is proposed to use a very small scintillator crystal 20 with a volume of less than 30 mm3, which in fact behaves like a quasi-point crystalline detector, which makes it possible to save considerably in terms of sensitivity and precision on the location of the emission area. According to a preferred embodiment, the crystal has a volume of less than 10 mm3, preferably less than 5 mm3 and preferably less than 1 mm3. Preferably, in the probe according to the invention, the crystal is not associated with any means of collimation. However, in certain cases, in particular when the probe is used to detect low energy radiation, the crystal may be equipped with 'a collimator. Preferably, the crystal used has a maximum length of 30 mm, preferably 1 mm. Advantageously, the crystal has a cross section relative to the longitudinal axis of the optical fiber of less than 8 mm2 and preferably less than 1 mm2. The crystal advantageously has a cylindrical shape, preferably with a cross section of diameter less than 5 mm and preferably less than 2 mm. It is particularly advantageous to choose a crystal whose shape is such that the ratio of the largest dimension of the crystal passing through its center to the smallest dimension of the crystal passing through its center is less than or equal to 3, preferably less than or equal to 1.5.

5 En fonction de la détection souhaitée, on choisira de façon spécifique, la géométrie, la composition et les caractéristiques spectrales et temporelles du ou des cristaux positionnés à l'extrémité de la sonde. Le but de la sonde selon l'invention est de permettre de localiser précisément une petite zone radioactive. Pour cela, un cristal scintillant translucide est utilisé : 10 ce cristal va absorber les rayonnements ionisants, et en particulier gamma et bêta, et émettre en réponse des photons. Par cristal, on entend un cristal monocristallin ou polycristallin, par exemple sous la forme d'une céramique à gros grains. Un cristal, en fonction de sa géométrie et de composition notamment va présenter une sensibilité donnée, c'est-à-dire qu'il va permettre la détection d'une activité 15 donnée, située à une distance plus ou moins importante de la sonde. La sonde doit permettre de localiser la zone radioactive. Le pouvoir d'absorption du rayonnement par le cristal est lié à la densité de ce dernier. Dans le cadre de l'invention, on pourra utiliser un scintillateur rapide, de 20 préférence choisi parmi les familles de LSO (Lu2SiO5) et notamment LSO : Ce (Lu2SiO5 dopé Ce3+), LYSO (Lu2(l_x)Y2XSiO5), (qui correspond au LSO dans lequel une faible quantité de lutétium est remplacé par de l'yttrium) et également GSO ou GYSO (qui correspondent au LSO et LYSO dans lequel le lutétium est remplacé par du gadolinium). On peut également utiliser un cristal scintillateur des familles 25 LuAG (Lu2AI5O12), LaBr3, LaCI3, YAG (Y2AI5O12), YAP (YAIO3) tous dopés par des ions luminescents (de préférence le Ce3+, mais aussi Pr3+, Yb3+, Eu3+, Tb3+ ou autres) ou du BGO (Bi4Ge3O12) non dopé. Selon un autre mode de réalisation, on pourra utiliser un scintillateur présentant une densité supérieure à 7, de préférence choisi parmi les familles 30 LuAP dopé Ce3+, LuYAP dopé Ce3+, CdWO4, PbWO4 ou encore un scintillateur monocristallin ou polycristallin présentant une densité supérieure à 7, de préférence une densité supérieure à 9, avantageusement choisi parmi les familles 2908283 7 de sesquioxydes Lu2O3, Gd2O3 dopés par des ions luminescents, ou tungstates ou HfO2. Ces cristaux, pour être scintillateurs, sont dopés avec un lanthanide ou métaux de transition, de préférence le cérium à raison le plus souvent de moins 5 de 5 h, de préférence moins de 1% atomique. Dans le cas des composés CdWO4 et PbWO4, l'ion luminescent n'est pas un dopant mais directement un ion du cristal. De façon avantageuse, le ou les cristaux scintillateurs présenteront un temps de déclin inférieur à 100 ns. Il est également avantageux d'utiliser un cristal 10 scintillateur à haut rendement lumineux, de préférence supérieur à 10000 photons/MeV. Il est également possible que la sonde combine l'utilisation de plusieurs cristaux à propriétés de luminescence différentes pour permettre éventuellement de sonder des zones à des distances différentes de la sonde. Dans ce cas un 15 matériau scintillateur à déclin plus lent peut être envisagé. Par ailleurs, les zones marquées à détecter présentent généralement une radioactivité bêta peu pénétrante (<2mm) et une radioactivité gamma très pénétrante (plusieurs cm). Selon une variante avantageuse de l'invention, le cristal est revêtu sur une face par une couche d'un matériau scintillateur qui émet 20 de la lumière en réponse à des rayonnements bêta dans un domaine spectral différent du cristal ou avec une réponse temporelle différente. Cette couche est fine et présente, de préférence, une épaisseur inférieure à 100 microns. Une détection combinée : détection gamma et détection bêta plus distincte est ainsi réalisée, permettant une meilleure localisation de la zone radioactive.5 Depending on the desired detection, the geometry, composition and spectral and temporal characteristics of the crystal or crystals positioned at the end of the probe will be chosen in a specific manner. The aim of the probe according to the invention is to allow precise localization of a small radioactive zone. For this, a translucent scintillating crystal is used: this crystal will absorb ionizing radiation, and in particular gamma and beta, and emit photons in response. By crystal is meant a monocrystalline or polycrystalline crystal, for example in the form of a large-grain ceramic. A crystal, depending on its geometry and composition in particular will have a given sensitivity, that is to say it will allow the detection of a given activity, located at a greater or lesser distance from the probe. . The probe must make it possible to locate the radioactive zone. The power of absorption of radiation by the crystal is linked to the density of the latter. In the context of the invention, it is possible to use a fast scintillator, preferably chosen from the families of LSO (Lu2SiO5) and in particular LSO: Ce (Lu2SiO5 doped Ce3 +), LYSO (Lu2 (l_x) Y2XSiO5), (which corresponds to LSO in which a small amount of lutetium is replaced by yttrium) and also GSO or GYSO (which correspond to LSO and LYSO in which lutetium is replaced by gadolinium). It is also possible to use a scintillator crystal of the LuAG (Lu2AI5O12), LaBr3, LaCl3, YAG (Y2AI5O12), YAP (YAIO3) families all doped with luminescent ions (preferably Ce3 +, but also Pr3 +, Yb3 +, Eu3 +, Tb3 + or others) or undoped BGO (Bi4Ge3O12). According to another embodiment, it is possible to use a scintillator having a density greater than 7, preferably chosen from the families of LuAP doped Ce3 +, LuYAP doped Ce3 +, CdWO4, PbWO4 or else a monocrystalline or polycrystalline scintillator having a density greater than 7 , preferably a density greater than 9, advantageously chosen from the 2908283 7 families of sesquioxides Lu2O3, Gd2O3 doped with luminescent ions, or tungstates or HfO2. These crystals, in order to be scintillators, are doped with a lanthanide or transition metals, preferably cerium, most often at a rate of less than 5 h, preferably less than 1 atomic%. In the case of the compounds CdWO4 and PbWO4, the luminescent ion is not a dopant but directly an ion of the crystal. Advantageously, the scintillator crystal (s) will exhibit a decay time of less than 100 ns. It is also advantageous to use a high luminous efficiency scintillator crystal, preferably greater than 10,000 photons / MeV. It is also possible for the probe to combine the use of several crystals with different luminescence properties to optionally allow areas at different distances from the probe to be probed. In this case a slower decay scintillator material can be considered. In addition, the marked areas to be detected generally exhibit low penetrating beta radioactivity (<2mm) and very penetrating gamma radioactivity (several cm). According to an advantageous variant of the invention, the crystal is coated on one face with a layer of a scintillator material which emits light in response to beta radiation in a spectral domain different from the crystal or with a different time response. This layer is thin and preferably has a thickness of less than 100 microns. A combined detection: gamma detection and more distinct beta detection is thus achieved, allowing better localization of the radioactive zone.

25 Selon un mode de réalisation particulier, la sonde peut présenter un embout de protection du cristal vis-à-vis de la lumière extérieure. Il est également possible que le cristal soit recouvert en partie, ou non recouvert, par un revêtement réfléchissant. Un tel revêtement réfléchit la lumière visible, et en particulier la lumière visible émise par l'interaction du rayonnement ionisant avec le cristal. En 30 effet, lorsqu'un rayonnement gamma arrive sur le cristal et est arrêté par le cristal, le cristal émet en réponse une grande quantité de photons visibles qui partent dans toutes les directions. Les photons émis en direction de la fibre optique sont directement reçus par cette dernière. Pour réorienter les autres photons émis en 2908283 8 direction de la fibre optique, il peut être prévu de recouvrir la surface du cristal qui n'est pas directement connectée à la fibre d'un revêtement réfléchissant. Le cristal est ainsi recouvert en partie, par un revêtement réfléchissant une partie de la lumière visible émise par l'interaction du rayonnement ionisant avec le cristal, afin 5 d'augmenter la quantité de lumière collectée par la fibre optique. Un tel revêtement, peut, par exemple, être de type miroir métallique ou d'indice différent pour renvoyer une partie de la lumière visible émise par le cristal vers le côté fibre optique. Il est également possible que ce revêtement soit également diffusant. La connexion entre le cristal et la fibre optique peut se faire par tout moyen 10 approprié, par exemple par collage au moyen d'une résine notamment. La fibre optique comporte le plus souvent un embout de connexion à un convertisseur photoélectrique et est généralement entourée d'une gaine de protection. La sonde elle-même peut être à usage unique. Il est également possible de prévoir qu'au moins deux fibres optiques soient 15 connectées à une des faces du cristal et soient, par exemple, reliées chacune à un convertisseur photoélectrique différent. Ceci permet alors d'identifier et de différencier plus facilement la lumière émise en réponse à la détection de rayonnements bêta et la partie détection émise en réponse à la détection de rayonnements gamma.According to a particular embodiment, the probe can have an end cap for protecting the crystal with respect to external light. It is also possible that the crystal is partially covered, or not covered, by a reflective coating. Such a coating reflects visible light, and in particular visible light emitted by the interaction of ionizing radiation with the crystal. Indeed, when gamma radiation arrives on the crystal and is stopped by the crystal, the crystal in response emits a large quantity of visible photons which go out in all directions. The photons emitted in the direction of the optical fiber are directly received by the latter. To reorient the other photons emitted in the direction of the optical fiber, provision may be made to cover the surface of the crystal which is not directly connected to the fiber with a reflective coating. The crystal is thus partially covered by a coating reflecting part of the visible light emitted by the interaction of the ionizing radiation with the crystal, in order to increase the quantity of light collected by the optical fiber. Such a coating may, for example, be of the metallic mirror type or of a different index to reflect part of the visible light emitted by the crystal towards the optical fiber side. It is also possible that this coating is also diffusing. The connection between the crystal and the optical fiber can be made by any suitable means, for example by bonding using a resin in particular. The optical fiber most often includes an end piece for connection to a photoelectric converter and is generally surrounded by a protective sheath. The probe itself can be disposable. It is also possible to provide that at least two optical fibers are connected to one of the faces of the crystal and are, for example, each connected to a different photoelectric converter. This then makes it possible to more easily identify and differentiate the light emitted in response to the detection of beta radiation and the detection part emitted in response to the detection of gamma radiation.

20 La sonde selon l'invention est généralement intégrée à un dispositif comportant un convertisseur photoélectrique. La Figure 1 illustre un dispositif comportant une sonde 1 selon l'invention comportant une fibre optique 2 équipée à l'une de ses extrémités par un cristal scintillateur 3. La sonde peut être insérée dans la cavité tubulaire et déplacer au sein de cette dernière, afin de détecter la 25 présence de toute source S de rayonnements gamma. L'autre extrémité de la fibre optique 2 est connectée à un convertisseur photoélectrique 4. Le plus souvent ce convertisseur photoélectrique 4 est relié par tout moyen approprié à une interface utilisateur 5. Une des extrémités de la fibre optique est reliée au cristal scintillateur, l'autre extrémité au convertisseur 30 photoélectrique. La fibre optique constitue un moyen de collecte et de transmission de la lumière émise par le cristal. La fibre optique peut présenter un coeur inorganique, par exemple de silice, ou polymère, par exemple de PMMA. La partie de la lumière émise par le cristal qui est collectée par la fibre optique est 2908283 9 transmise par cette dernière au convertisseur photoélectrique qui va assurer sa conversion en un signal électrique et notamment en pulses électriques. De façon avantageuse, le couplage entre la fibre optique et le cristal assure la collecte de plus de 5% des photons de scintillation émis par évènement, et de préférence de 5 plus de 10%. Pour optimiser la lumière collectée, la fibre optique est, de préférence, connectée à une face du cristal selon une section de connexion et le rapport entre la surface du cristal sur laquelle la fibre est connectée et la surface de la section de connexion est de préférence proche de 1 et de préférence inférieur ou égal à 5.The probe according to the invention is generally integrated into a device comprising a photoelectric converter. Figure 1 illustrates a device comprising a probe 1 according to the invention comprising an optical fiber 2 equipped at one of its ends with a scintillator crystal 3. The probe can be inserted into the tubular cavity and move within the latter, in order to detect the presence of any source S of gamma radiation. The other end of the optical fiber 2 is connected to a photoelectric converter 4. Most often this photoelectric converter 4 is connected by any suitable means to a user interface 5. One end of the optical fiber is connected to the scintillator crystal, the the other end to the photoelectric converter. The optical fiber constitutes a means of collecting and transmitting the light emitted by the crystal. The optical fiber can have an inorganic core, for example of silica, or a polymer, for example of PMMA. The part of the light emitted by the crystal which is collected by the optical fiber is transmitted by the latter to the photoelectric converter which will ensure its conversion into an electrical signal and in particular into electrical pulses. Advantageously, the coupling between the optical fiber and the crystal ensures the collection of more than 5% of the scintillation photons emitted by event, and preferably of more than 10%. To optimize the collected light, the optical fiber is preferably connected to one face of the crystal according to a connection section and the ratio between the area of the crystal to which the fiber is connected and the area of the connection section is preferably close to 1 and preferably less than or equal to 5.

10 La fibre optique est souple et va donc pouvoir circuler et s'adapter à la forme de la cavité dans laquelle elle va être insérée. Il est possible, en fonction de l'application, d'utiliser une fibre de très grande longueur, et en particulier d'une longueur supérieure ou égale à 10 m. De façon avantageuse, le coeur de la fibre présente un diamètre de préférence inférieur à 1,5 mm et la fibre totale (coeur + 15 gainage) présente un diamètre de préférence inférieur à 3 mm. Selon un mode de réalisation préférée, la totalité de la partie insérable peut être courbée avec un rayon de courbure inférieur à 5 cm, de préférence inférieur à 2 cm. Pour obtenir un rayon de courbure inférieur à 1,5 cm avec des fibres à coeur de silice, plusieurs fibres pourront être couplées au même cristal. De façon avantageuse, la partie 20 insérable présente une section (prise transversalement à l'axe longitudinal de la sonde) maximale comprise entre 0,1 et 10 mm2 et de préférence comprise entre 0,2 et 5 mm2. Selon une variante du dispositif, celui-ci comprend également des moyens de quantification des rayonnements gamma reçus par le cristal, par analyse des 25 signaux électriques émis par le convertisseur photoélectrique. Cette analyse peut, par exemple être réalisée par une unité de comptage. Le taux de comptage reflète alors la quantité de rayonnements gamma directement liée à la distance entre la zone radioactive d'émission et la sonde. Le dispositif peut également intégrer des moyens de calcul de la distance entre la sonde et la zone radioactive détectée.The optical fiber is flexible and will therefore be able to circulate and adapt to the shape of the cavity in which it will be inserted. It is possible, depending on the application, to use a fiber of very great length, and in particular of a length greater than or equal to 10 m. Advantageously, the core of the fiber has a diameter preferably less than 1.5 mm and the total fiber (core + sheathing) has a diameter preferably less than 3 mm. According to a preferred embodiment, the whole of the insertable part can be curved with a radius of curvature of less than 5 cm, preferably less than 2 cm. To obtain a radius of curvature of less than 1.5 cm with fibers having a silica core, several fibers can be coupled to the same crystal. Advantageously, the insertable part 20 has a section (taken transversely to the longitudinal axis of the probe) of between 0.1 and 10 mm2 and preferably between 0.2 and 5 mm2. According to a variant of the device, the latter also comprises means for quantifying the gamma radiation received by the crystal, by analysis of the electrical signals emitted by the photoelectric converter. This analysis can, for example, be carried out by a counting unit. The counting rate then reflects the amount of gamma radiation directly related to the distance between the emission radioactive zone and the probe. The device can also integrate means for calculating the distance between the probe and the radioactive zone detected.

30 La lumière transmise peut être convertie, avant analyse, par un photomultiplicateur ou une photodiode. Selon un mode de réalisation, le signal issu du convertisseur photoélectrique (qui peut être amplifié si nécessaire) est 2908283 10 connecté à un discriminateur (SCA pour Single Channel Analyser ). Le signal issu du discriminateur est ensuite envoyé sur une échelle de comptage. Dans le cas de l'utilisation de deux cristaux un lent et un rapide, il est possible de dupliquer le signal issu du convertisseur photoélectrique et de le 5 rediriger vers deux discriminateurs. L'un des discriminateurs aura un seuil réglé pour la détection de photons émis par un cristal rapide suite à l'absorption de rayonnement gamma, l'autre aura un seuil réglé pour la détection de photons issus de la détection des bêta, ces derniers arrivant dilués dans le temps dans le cas d'un scintillateur lent.The transmitted light can be converted, before analysis, by a photomultiplier or a photodiode. According to one embodiment, the signal from the photoelectric converter (which can be amplified if necessary) is connected to a discriminator (SCA for Single Channel Analyzer). The signal from the discriminator is then sent on a counting scale. In the case of using two crystals, one slow and one fast, it is possible to duplicate the signal coming from the photoelectric converter and to redirect it to two discriminators. One of the discriminators will have a threshold set for the detection of photons emitted by a fast crystal following the absorption of gamma radiation, the other will have a threshold set for the detection of photons from the detection of beta, the latter arriving diluted over time in the case of a slow scintillator.

10 La sonde selon l'invention peut être utilisée pour la détection de rayonnements gamma issus d'un des isotopes choisi parmi : 99Tc, 123I, 18F ou tout autre isotope émettant des photons gamma d'une énergie supérieure à 50 KeV. La sonde selon l'invention est également adaptée pour la détection de rayonnements ionisants de haute énergie, en particulier de rayonnements gamma d'énergie 15 supérieure à 300 KeV. La sonde selon l'invention, du fait de sa miniaturisation, va pouvoir être intégrée ou insérée en tant qu'accessoire dans différents dispositifs médicaux ou de diagnostic tels que les cathéters, et notamment les cathéters multicanaux, les endoscopes, les instruments de célioscopie, des dispositifs utilisés pendant des 20 actes chirurgicaux. Un endoscope comporte traditionnellement des moyens optiques de visualisation de la cavité dans laquelle il est inséré, ainsi qu'un canal opérateur et/ou un canal d'introduction. La Figure 2 illustre la partie insérable d'un dispositif endoscopique intégrant une sonde 1 selon l'invention comportant une fibre 25 optique 2 équipée à l'une de ses extrémités par un cristal photoscintillateur 3 et des moyens de visualisation 6 de la cavité, sous la forme d'une fibre optique, tous deux insérés dans un même canal 7 de l'endoscope. L'autre extrémité de la fibre optique 2 est connectée à un convertisseur photoélectrique 4. Le plus souvent ce convertisseur photoélectrique 4 est relié par tout moyen approprié à une interface 30 utilisateur 5. Les moyens de visualisation peuvent être une ou plusieurs fibres optiques reliées à un convertisseur optoélectronique permettant d'obtenir une image de la cavité. Il est également possible d'utiliser une caméra miniaturisée qui va être positionnée à l'extrémité distale de l'endoscope. La très faible section 2908283 11 associée à la forme souple de la fibre optique assurant la déportation du signal émis par le cristal scintillateur permet une utilisation directe de la sonde selon l'invention dans les canaux endoscopiques standard. Les moyens optiques de visualisation et la sonde de détection de rayonnements gamma sont positionnés 5 dans un tube de guidage éventuellement compartimenté. La sonde peut, par exemple, être introduite directement dans le tube d'introduction ou le canal opérateur de l'endoscope et le cristal scintillant positionné à l'extrémité distale de l'endoscope. Le couplage de la technique traditionnelle de détection optique avec la sonde selon l'invention est particulièrement avantageux. Tout d'abord, la sonde 10 permet de détecter les isotopes radioactifs qui s'accumulent dans les tumeurs et permet ainsi de conforter le diagnostic optique pour les tumeurs visibles. De plus, la sonde selon l'invention permet de détecter des tumeurs présentes en profondeur des tissus et donc invisibles par observation directe. La détection d'un marquage par rayonnement ionisant, grâce à la sonde selon l'invention, offre une 15 complémentarité importante aux systèmes endoscopiques optiques existants : détection de lésions de petites tailles, détection de zones non superficielles (1 à 5 cm au-delà des parois et non accessible en optique) et plus généralement la détection dans des zones fortement contrariées où l'analyse optique reste délicate, ... Cette technique présente un très grand potentiel et un champ 20 d'applications médicales très important, qui pourra évoluer et s'enrichir avec le développement de sondes et/ou radiopharmaceutiques de plus en plus spécifiques. Les exemples ci-après permettent d'illustrer l'invention.The probe according to the invention can be used for the detection of gamma radiation originating from one of the isotopes chosen from: 99Tc, 123I, 18F or any other isotope emitting gamma photons with an energy greater than 50 KeV. The probe according to the invention is also suitable for the detection of ionizing radiation of high energy, in particular of gamma radiation of energy greater than 300 KeV. The probe according to the invention, due to its miniaturization, will be able to be integrated or inserted as an accessory in various medical or diagnostic devices such as catheters, and in particular multichannel catheters, endoscopes, celioscopy instruments, devices used during surgical procedures. An endoscope traditionally comprises optical means for viewing the cavity in which it is inserted, as well as an operating channel and / or an introduction channel. FIG. 2 illustrates the insertable part of an endoscopic device incorporating a probe 1 according to the invention comprising an optical fiber 2 equipped at one of its ends with a photoscintillator crystal 3 and display means 6 of the cavity, under the shape of an optical fiber, both inserted in the same channel 7 of the endoscope. The other end of the optical fiber 2 is connected to a photoelectric converter 4. Most often this photoelectric converter 4 is connected by any suitable means to a user interface 5. The display means can be one or more optical fibers connected to an optoelectronic converter making it possible to obtain an image of the cavity. It is also possible to use a miniaturized camera which will be positioned at the distal end of the endoscope. The very small section 2908283 11 associated with the flexible shape of the optical fiber ensuring the deportation of the signal emitted by the scintillator crystal allows direct use of the probe according to the invention in standard endoscopic channels. The optical display means and the gamma radiation detection probe are positioned in an optionally compartmentalized guide tube. The probe can, for example, be introduced directly into the introduction tube or working channel of the endoscope and the scintillating crystal positioned at the distal end of the endoscope. Coupling the traditional optical detection technique with the probe according to the invention is particularly advantageous. First of all, the probe 10 makes it possible to detect the radioactive isotopes which accumulate in the tumors and thus makes it possible to confirm the optical diagnosis for the visible tumors. In addition, the probe according to the invention makes it possible to detect tumors present deep in the tissues and therefore invisible by direct observation. The detection of a marking by ionizing radiation, thanks to the probe according to the invention, offers an important complementarity to the existing optical endoscopic systems: detection of small lesions, detection of non-superficial areas (1 to 5 cm beyond walls and not accessible optically) and more generally detection in strongly thwarted areas where optical analysis remains delicate, ... This technique has very great potential and a very important field of medical applications, which may evolve and enrich themselves with the development of increasingly specific probes and / or radiopharmaceuticals. The examples below illustrate the invention.

25 Exemple 1 : Le détecteur est un cristal rectangulaire de LYSO : Ce3+ (Fibercryst SAS, France à 0,5 % de Ce) de dimensions 3*1*1 mm poli sur toutes ses faces. La fibre optique est une fibre Thorlabs de référence BFH37-800 de coeur silice 800 mm et une ouverture numérique de 0,37. Le diamètre total de la fibre est de 1,4 mm. La fibre 30 mesure 1 m et est polie aux deux extrémités. Le cristal est collé sur une face de la fibre par une colle époxy à deux composants (Géofix de chez ESCIL) transparente à la lumière émise par le cristal. La tête de la sonde est ensuite peinte avec une peinture acrylique blanche, puis l'ensemble de la sonde est peint avec une 2908283 12 peinture acrylique noire. L'extrémité de sortie de la sonde est placée sur un photomultiplicateur Hamamatsu R647. Le signal du photomultiplicateur est envoyé à un préamplificateur puis un amplificateur de mise en forme, puis il est récupéré sur un compteur d'impulsions également nommés coups. La sonde est ensuite 5 placée au contact d'une source radioactive de 137Cs (émetteur gamma 662 KeV) d'activité 20 KBq. La géométrie de la source peut être assimilée à un disque de 3 mm de diamètre. La sonde est ensuite reculée parallèlement à l'axe du disque par pas de 0,25 mm, le nombre de coups mesurées est intégré sur une période d'une seconde. La Figure 3 montre l'évolution du nombre de coups détectés, en 10 fonction de la distance en mm séparant la sonde de la source. Cette expérience montre qu'un signal est détecté même lorsque la sonde se trouve à une distance de plus de 1cm de la source. Exemple 2 : 15 Le détecteur est un cristal rectangulaire de LYSO : Ce3+ correspondant à celui de l'exemple 1 de dimensions 3*1*1 mm poli surtoutes les faces. La fibre optique est une fibre Thorlabs de référence BFH37-800 de coeur silice 800 mm et une ouverture numérique de 0,37. Le diamètre total de la fibre est de 1,4 mm. La fibre mesure 1 m et est polie aux deux extrémités. Le cristal est collé sur une face de la 20 fibre par une colle époxy à deux composants (Géofix de chez ESCIL) transparente à la lumière émise par le cristal. La tête de la sonde est ensuite peinte avec une peinture acrylique blanche, puis l'ensemble de la sonde est peint avec une peinture acrylique noire. L'extrémité de sortie de la sonde est placée sur un photomultiplicateur hamamatsu R647. Le signal du photomultiplicateur est envoyé 25 à un préamplificateur puis un amplificateur de mise en forme, puis il est récupéré sur un compteur d'impulsions. La source radioactive utilisée est uns source 137Cs (émetteur gamma 662 KeV) d'activité 20 KBq. La géométrie de la source peut être assimilée à un disque de 3 mm de diamètre. La sonde est déplacée devant la source selon un axe parallèle au plan de la source et placée à 6 mm de celle-ci.25 Example 1: The detector is a rectangular crystal from LYSO: Ce3 + (Fibercryst SAS, France at 0.5% Ce) of dimensions 3 * 1 * 1 mm polished on all its faces. The optical fiber is a Thorlabs reference BFH37-800 fiber with an 800 mm silica core and a numerical aperture of 0.37. The total diameter of the fiber is 1.4 mm. The fiber 30 measures 1 m and is polished at both ends. The crystal is glued to one side of the fiber by a two-component epoxy glue (Geofix from ESCIL) transparent to the light emitted by the crystal. The probe head is then painted with white acrylic paint, then the entire probe is painted with black acrylic paint. The output end of the probe is placed on a Hamamatsu R647 photomultiplier. The signal from the photomultiplier is sent to a preamplifier then a shaping amplifier, then it is recovered on a pulse counter also called strokes. The probe is then placed in contact with a 137Cs radioactive source (662 KeV gamma emitter) of 20 KBq activity. The geometry of the source can be likened to a disc 3 mm in diameter. The probe is then moved back parallel to the axis of the disc in steps of 0.25 mm, the number of shots measured is integrated over a period of one second. FIG. 3 shows the evolution of the number of hits detected, as a function of the distance in mm separating the probe from the source. This experiment shows that a signal is detected even when the probe is at a distance of more than 1cm from the source. Example 2: The detector is a rectangular crystal of LYSO: Ce3 + corresponding to that of example 1 of dimensions 3 * 1 * 1 mm polished especially the faces. The optical fiber is a Thorlabs reference BFH37-800 fiber with an 800 mm silica core and a numerical aperture of 0.37. The total diameter of the fiber is 1.4 mm. The fiber measures 1 m and is polished at both ends. The crystal is bonded to one face of the fiber by a two-component epoxy adhesive (Geofix from ESCIL) transparent to the light emitted by the crystal. The probe head is then painted with white acrylic paint, then the entire probe is painted with black acrylic paint. The output end of the probe is placed on a hamamatsu R647 photomultiplier. The signal from the photomultiplier is sent to a preamplifier and then to a shaping amplifier, then it is recovered on a pulse counter. The radioactive source used is a 137Cs source (662 KeV gamma emitter) of 20 KBq activity. The geometry of the source can be likened to a disc 3 mm in diameter. The probe is moved in front of the source along an axis parallel to the plane of the source and placed 6 mm from the latter.

30 L'axe de la sonde est aligné selon son axe de translation. Cette expérience permet d'étudier la variation du signal détecté lors du passage de la sonde à proximité de la source, mais sans être au contact de celle-ci. La Figure 4 montre l'évolution du nombre de coups détectés, en fonction de la distance en mm séparant la sonde de 2908283 13 la source. Le signal maximal est obtenu lorsque la sonde se trouve à une distance comprise entre 4 et 6 mm de la source. Exemple 3 : 5 Le détecteur est un cristal 3 de forme cylindrique de LYSO : Ce3+ (Fibercryst SAS, France à 0,5 % de Ce) de dimensions 1 mm de hauteur sur 1mm de diamètre, poli sur toutes les faces. La fibre optique 2 est une fibre Thorlabs de référence BFH48-1000 de coeur silice 1000 mm et d'ouverture numérique 0,48. le diamètre total de la fibre est de 1,4 mm. La fibre mesure 1 m et est polie aux deux extrémités. Le 10 cristal est collé sur une face de la fibre par une colle époxy 8 à deux composants (Géofix de chez ESCIL) transparente à la lumière émise par le cristal. La tête de la sonde est ensuite peinte avec une peinture acrylique blanche, puis l'ensemble de la sonde est gainée avec une gaine 9 thermorétractable noire. La Figure 5 est une représentation de profil de la sonde utilisée. L'extrémité de sortie de la sonde 15 est placée sur un photomultiplicateur 10 Hamamatsu R647. Le signal du photomultiplicateur est envoyé à un discriminateur de pulses Hamamatsu C6465, puis un compteur NI USB6008 et est enregistré par un logiciel de visualisation et de sauvegarde développé sous labview au laboratoire. La source radioactive utilisée est uns source 18FDG liquide (émetteur gamma 511 KeV) placée dans un 20 tube de quartz. La géométrie de la source peut être assimilée à un cylindre de 3 mm de diamètre et 5 mm de hauteur, la radioactivité est répartie de façon homogène dans ce cylindre. L'activité de cette source durant ce test est d'environ 5 MBq. Le tube source est introduit dans un support d'expérience 11 permettant de déplacer la sonde devant la source à une distance réglable : la source est 25 déplacée sur un axe situé à D=1 cm de la source. La Figure 6 illustre schématiquement le dispositif mis en oeuvre. La Figure 7 montre l'évolution du nombre de coups détectés, en fonction de la distance en mm séparant la sonde de la source. Cette expérience permet d'étudier la variation de signal lors du passage devant la sonde et met en évidence qu'il est possible de localiser une source 30 radioactive de même nature que celle utilisées pour les applications médicales placée à 1 cm de profondeur. Exemple 4 : 2908283 14 Le détecteur est un cristal de forme cubique de LYSO : Ce3+ (Fibercryst SAS, France à 0,5 % de Ce) de dimensions 1*1*1 mm poli sur toutes les faces. La fibre optique est une fibre Thorlabs de référence BFH48-1000 de coeur silice 1000 mm et d'ouverture numérique 0,48. Le diamètre total de la fibre est de 1,4 mm. La 5 fibre mesure 1 m et est polie aux deux extrémités. Le cristal est collé sur une face de la fibre par une colle époxy à deux composants (Géofix de chez ESCIL) transparente à la lumière émise par le cristal. La tête de la sonde est ensuite peinte avec une peinture acrylique blanche, puis l'ensemble de la sonde est gainée avec une gaine thermorétractable noire. L'extrémité de sortie de la sonde est 10 placée sur un photomultiplicateur 10 Hamamatsu R647. Le signal du photomultiplicateur est envoyé à un discriminateur de pulses Hamamatsu C6465, puis un compteur NI USB6008 et est enregistré par un logiciel de visualisation et de sauvegarde développé sous Labview au laboratoire. Les sources radioactives SI et S2 utilisées sont des sources'8FDG liquides (émetteur gamma 511 KeV) placées 15 dans des tubes de quartz. La géométrie des sources peut être assimilée à des cylindres de 3 mm de diamètre et 5 mm de hauteur, la radioactivité est répartie de façon homogène dans ces cylindres. L'activité de ces sources durant ce test est d'environ 5 MBq par source. Les tubes sources sont introduits dans un support d'expérience 11 permettant de déplacer la sonde devant les sources à une 20 distance réglable : les sources sont déplacées sur un axe situé à D=1 cm de chacune des sources.. Les deux sources SI et S2 sont placées à la même distance de l'axe de déplacement de la sonde, et sont écartées l'une de l'autre de 4 cm. La Figure 8 illustre schématiquement le dispositif mis en oeuvre. Cette expérience permet de voir la variation de signal lors du passage devant les sources. La 25 Figure 9 montre l'évolution du nombre de coups détectés, en fonction du temps. Cet exemple permet de montrer que la sonde utilisée est capable de différencier deux sources équivalentes placées à 1 cm de profondeur et distantes de 4 cm. Ce résultat est particulièrement intéressant pour les applications médicales.The axis of the probe is aligned along its axis of translation. This experiment makes it possible to study the variation of the signal detected during the passage of the probe close to the source, but without being in contact with the latter. Figure 4 shows the evolution of the number of hits detected, as a function of the distance in mm separating the probe from the source. The maximum signal is obtained when the probe is at a distance between 4 and 6 mm from the source. Example 3: 5 The detector is a crystal 3 of cylindrical shape from LYSO: Ce3 + (Fibercryst SAS, France at 0.5% Ce) of dimensions 1 mm high by 1 mm in diameter, polished on all sides. Optical fiber 2 is a Thorlabs reference BFH48-1000 fiber with a 1000 mm silica core and a numerical aperture of 0.48. the total diameter of the fiber is 1.4 mm. The fiber measures 1 m and is polished at both ends. The crystal 10 is bonded to one face of the fiber by a two-component epoxy adhesive 8 (Geofix from ESCIL) transparent to the light emitted by the crystal. The head of the probe is then painted with a white acrylic paint, then the whole of the probe is sheathed with a black heat-shrinkable sleeve 9. Figure 5 is a profile representation of the probe used. The output end of the probe 15 is placed on a Hamamatsu R647 photomultiplier 10. The signal from the photomultiplier is sent to a Hamamatsu C6465 pulse discriminator, then an NI USB6008 counter and is recorded by visualization and backup software developed under labview in the laboratory. The radioactive source used is a liquid 18FDG source (511 KeV gamma emitter) placed in a quartz tube. The geometry of the source can be assimilated to a cylinder 3 mm in diameter and 5 mm in height, the radioactivity is distributed homogeneously in this cylinder. The activity of this source during this test is approximately 5 MBq. The source tube is introduced into an experiment support 11 making it possible to move the probe in front of the source at an adjustable distance: the source is moved on an axis situated at D = 1 cm from the source. FIG. 6 schematically illustrates the device used. Figure 7 shows the evolution of the number of hits detected, as a function of the distance in mm separating the probe from the source. This experiment makes it possible to study the signal variation when passing in front of the probe and demonstrates that it is possible to locate a radioactive source of the same nature as that used for medical applications placed at a depth of 1 cm. Example 4: 2908283 14 The detector is a cubic-shaped crystal from LYSO: Ce3 + (Fibercryst SAS, France at 0.5% Ce) of dimensions 1 * 1 * 1 mm polished on all sides. The optical fiber is a Thorlabs reference BFH48-1000 fiber with a 1000 mm silica core and a numerical aperture of 0.48. The total diameter of the fiber is 1.4 mm. The fiber is 1 m long and is polished at both ends. The crystal is glued to one side of the fiber by a two-component epoxy glue (Geofix from ESCIL) transparent to the light emitted by the crystal. The probe head is then painted with white acrylic paint, then the entire probe is sheathed with a black heat-shrink tubing. The output end of the probe is placed on a Hamamatsu R647 photomultiplier 10. The signal from the photomultiplier is sent to a Hamamatsu C6465 pulse discriminator, then an NI USB6008 counter and is recorded by visualization and backup software developed under Labview in the laboratory. The S1 and S2 radioactive sources used are liquid 8FDG sources (511 KeV gamma emitter) placed in quartz tubes. The geometry of the sources can be assimilated to cylinders 3 mm in diameter and 5 mm in height, the radioactivity is distributed homogeneously in these cylinders. The activity of these sources during this test is approximately 5 MBq per source. The source tubes are introduced into an experiment support 11 making it possible to move the probe in front of the sources at an adjustable distance: the sources are moved on an axis situated at D = 1 cm from each of the sources. The two sources SI and S2 are placed at the same distance from the axis of movement of the probe, and are spaced from each other by 4 cm. Figure 8 schematically illustrates the device implemented. This experiment makes it possible to see the variation of signal when passing in front of the sources. Figure 9 shows the evolution of the number of hits detected, as a function of time. This example shows that the probe used is capable of differentiating between two equivalent sources placed at a depth of 1 cm and 4 cm apart. This result is particularly interesting for medical applications.

30 Exemple 5 : Le détecteur est un cristal rectangulaire de LYSO : Ce3+ correspondant à celui de l'exemple 1 de dimensions 3*1*1 mm poli sur toutes les faces. La fibre optique est une fibre Thorlabs de référence BFH37-800 de coeur silice 800 mm et une 2908283 15 ouverture numérique de 0,37. Le diamètre total de la fibre est de 1,4 mm. La fibre mesure 1 m et est polie aux deux extrémités. Le cristal est collé sur une face de la fibre par une colle époxy à deux composants (Géofix de chez ESCIL) transparente à la lumière émise par le cristal. La tête de la sonde est ensuite peinte avec une 5 peinture acrylique blanche, puis l'ensemble de la sonde est peint avec une peinture acrylique noire. La source est une source 241Am de 395 KBq (émetteur gamma à 60 KeV). L'extrémité de sortie de la sonde est placée sur un photomultiplicateur Hamamatsu R647. Le signal du photomultiplicateur est envoyé à un préamplificateur puis un amplificateur de mise en forme, puis il est récupéré 10 sur un compteur d'impulsions. La géométrie de la source peut être assimilée à un disque de 3 mm de diamètre. La sonde est déplacée face à la source selon un axe parallèle au plan de la source et placé à 10 mm de celle-ci. L'axe de la sonde est aligné perpendiculairement à son axe de translation (la sonde regarde en direction de la source). La sonde est placée dans un tube métallique suffisamment 15 dense pour stopper la majorité des rayons gamma le pénétrant : il joue le rôle de collimateur. La mesure est effectuée avec et sans le collimateur. La Figure 10 montre l'évolution du nombre de coups détectés, avec et sans collimateur, en fonction de la distance en mm séparant la sonde de la source. Cette expérience met en évidence que d'une part un dispositif selon l'invention est capable de 20 détecter une source de 241Am et que d'autre part un collimateur adapté permet de faire ressortir un signal quand la variation du signal est fortement étalée. Exemple 6 : Le détecteur est un cristal rectangulaire de LYSO : Ce3+ correspondant à celui de 25 l'exemple 1 de dimensions 3*1*1 mm poli sur toutes les faces. La fibre optique est une fibre Thorlabs de référence BFH37-800 de coeur silice 800 mm et une ouverture numérique de 0,37. Le diamètre total de la fibre est de 1,4 mm. La fibre mesure 1m et est polie aux deux extrémités. Le cristal est collé sur une face de la fibre par une colle époxy à deux composants (Géofix de chez ESCIL) transparente 30 à la lumière émise par le cristal. La tête de la sonde est ensuite peinte avec une peinture acrylique blanche, puis l'ensemble de la sonde est peint avec une peinture acrylique noire. La source de radioactivité est une source 137Cs de 373 KBq (émetteur gamma à 662KeV). L'extrémité de sortie de la sonde est placée sur 2908283 16 un photomultiplicateur hamamatsu R647. Le signal du photomultiplicateur est envoyé à un préamplificateur puis un amplificateur de mise en forme, puis il est récupéré sur un compteur d'impulsions. La géométrie de la source peut être assimilée à un disque de 3 mm de diamètre. La sonde est déplacée face à la 5 source selon un axe parallèle au plan de la source : dans un premier cas, elle est placée initialement au contact de la sonde puis éloignée progressivement et dans un second cas, elle est placée initialement à 1 cm de celle-ci. L'axe de la sonde est aligné perpendiculairement à son axe de translation (la sonde regarde en direction de la source). La Figure 11 montre l'évolution du nombre de coups 10 détectés, avec un départ de la sonde au contact ou à 1 cm de la source, en fonction de la distance en mm séparant la sonde de la source. Cette expérience démontre qu'un dispositif selon l'invention est capable de détecter une source de 137Cs, et ceci d'autant plus précisément que la sonde sera proche de la source.Example 5: The detector is a rectangular crystal of LYSO: Ce3 + corresponding to that of example 1 of dimensions 3 * 1 * 1 mm polished on all sides. The optical fiber is a Thorlabs reference BFH37-800 fiber with an 800 mm silica core and a numerical aperture of 0.37. The total diameter of the fiber is 1.4 mm. The fiber measures 1 m and is polished at both ends. The crystal is glued to one side of the fiber by a two-component epoxy glue (Geofix from ESCIL) transparent to the light emitted by the crystal. The probe head is then painted with white acrylic paint, then the entire probe is painted with black acrylic paint. The source is a 241Am source of 395 KBq (gamma emitter at 60 KeV). The output end of the probe is placed on a Hamamatsu R647 photomultiplier. The signal from the photomultiplier is sent to a preamplifier and then to a shaping amplifier, then it is recovered on a pulse counter. The geometry of the source can be likened to a disc 3 mm in diameter. The probe is moved facing the source along an axis parallel to the plane of the source and placed 10 mm from the latter. The axis of the probe is aligned perpendicular to its axis of translation (the probe looks towards the source). The probe is placed in a metal tube dense enough to stop the majority of gamma rays entering it: it acts as a collimator. The measurement is performed with and without the collimator. Figure 10 shows the evolution of the number of hits detected, with and without collimator, as a function of the distance in mm separating the probe from the source. This experiment demonstrates that, on the one hand, a device according to the invention is capable of detecting a source of 241Am and that, on the other hand, a suitable collimator makes it possible to bring out a signal when the variation of the signal is widely spread. Example 6: The detector is a rectangular crystal of LYSO: Ce3 + corresponding to that of example 1 of dimensions 3 * 1 * 1 mm polished on all sides. The optical fiber is a Thorlabs reference BFH37-800 fiber with an 800 mm silica core and a numerical aperture of 0.37. The total diameter of the fiber is 1.4 mm. The fiber measures 1m and is polished at both ends. The crystal is bonded to one face of the fiber by a two-component epoxy adhesive (Geofix from ESCIL) transparent to the light emitted by the crystal. The probe head is then painted with white acrylic paint, then the entire probe is painted with black acrylic paint. The source of radioactivity is a 137Cs source of 373 KBq (gamma emitter at 662KeV). The output end of the probe is placed on 2908283 16 a hamamatsu R647 photomultiplier. The signal from the photomultiplier is sent to a preamplifier and then to a shaping amplifier, then it is recovered on a pulse counter. The geometry of the source can be likened to a disc 3 mm in diameter. The probe is moved facing the source along an axis parallel to the plane of the source: in a first case, it is initially placed in contact with the probe then gradually moved away and in a second case, it is initially placed at 1 cm from this one. The axis of the probe is aligned perpendicular to its axis of translation (the probe looks towards the source). FIG. 11 shows the evolution of the number of strokes detected, with a departure of the probe in contact with or at 1 cm from the source, as a function of the distance in mm separating the probe from the source. This experiment demonstrates that a device according to the invention is capable of detecting a source of 137Cs, and this all the more precisely the closer the probe is to the source.

15 Exemple 7 : Le détecteur est un cristal de forme cubique de LYSO : Ce3+ (Fibercryst SAS, France à 0,5 % de Ce) de dimensions 1*1*1 mm poli sur toutes ses faces. La fibre optique est une fibre Thorlabs de référence BFH48-1000 de coeur silice 1000 mm et d'ouverture numérique 0,48. Le diamètre total de la fibre est de 1,4 mm. La 20 fibre mesure 1 m et est polie aux deux extrémités. Le cristal est collé sur une face de la fibre par une colle époxy à deux composants (Géofix de chez ESCIL) transparente à la lumière émise par le cristal. La tête de la sonde est ensuite peinte avec une peinture acrylique blanche, puis l'ensemble de la sonde est gainée avec une gaine thermorétractable noire. L'extrémité de sortie de la sonde est 25 placée sur un photomultiplicateur Hamamatsu R647. Le signal du photomultiplicateur est envoyé à un discriminateur de pulses Hamamatsu C6465, puis un compteur NI USB6008 et est enregistré par un logiciel de visualisation et de sauvegarde développé sous Labview au laboratoire. La source utilisée est un mélange gazeux air/Krypton métastable (81mKr émetteur gamma à 190 KeV). Le 30 gaz marqué est injecté dans un tuyau où il circule à une vitesse que l'on fait varier. La Figure 12 présente les signaux obtenus suivant les différents passages à différentes vitesses de circulation Cl à C9. Cette expérience permet de montrer que le dispositif utilisé est capable de détecter une source 81mKr de façon 2908283 17 suffisamment efficace pour que le dispositif puisse être réglé de façon à compter une grande partie des rayons arrêtés par le cristal scintillateur tout en n'émettant aucun faux coup de bruit électronique .Example 7: The detector is a cubic-shaped crystal from LYSO: Ce3 + (Fibercryst SAS, France at 0.5% Ce) of dimensions 1 * 1 * 1 mm polished on all its faces. The optical fiber is a Thorlabs reference BFH48-1000 fiber with a 1000 mm silica core and a numerical aperture of 0.48. The total diameter of the fiber is 1.4 mm. The fiber is 1 m long and is polished at both ends. The crystal is glued to one side of the fiber by a two-component epoxy glue (Geofix from ESCIL) transparent to the light emitted by the crystal. The probe head is then painted with white acrylic paint, then the entire probe is sheathed with a black heat-shrink tubing. The output end of the probe is placed on a Hamamatsu R647 photomultiplier. The signal from the photomultiplier is sent to a Hamamatsu C6465 pulse discriminator, then an NI USB6008 counter and is recorded by visualization and backup software developed under Labview in the laboratory. The source used is an air / metastable Krypton gas mixture (81mKr gamma emitter at 190 KeV). The labeled gas is injected into a pipe where it circulates at a speed which is varied. FIG. 12 shows the signals obtained according to the different passages at different circulation speeds C1 to C9. This experiment makes it possible to show that the device used is capable of detecting an 81mKr source in a manner which is sufficiently efficient for the device to be able to be adjusted so as to count a large part of the rays stopped by the scintillator crystal while not emitting any false electronic noise blow.

Claims

1 - Miniaturized gamma radiation detection probe comprising a part which can be inserted into a tubular cavity which comprises at least: - a scintillator crystal which emits light in response to ionizing radiation, preferably to gamma radiation, and an optical fiber providing collecting at least a part of the light emitted by the scintillator material, and its transmission to a photoelectric converter, characterized in that the crystal has a volume less than 30 mm3 and that the maximum cross section of the probe is less to 10 mm2.

2 - Probe according to claim 1 characterized in that the crystal has a maximum length of 5 mm, preferably Imm.

3 - Probe according to one of the preceding claims characterized in that the insertable part has a maximum cross section of between 0.1 and 10 mm2 and preferably between 0.2 and 5 mm2.

4 - Probe according to one of the preceding claims, characterized in that the crystal emits more than 10,000 Photons / Mev.

5 - Probe according to one of the preceding claims, characterized in that the crystal has a decay time of less than 100 ns.

6 - Probe according to one of the preceding claims characterized in that the crystal is a fast scintillator, preferably chosen from the families of LSO, LYSO, GSO, GYSO, LuAG, LaBr3, LaCI3, YAG, YAP doped with luminescent ions preferably trivalent cerium.

7 - Probe according to one of claims 1 to 5 characterized in that the crystal is a scintillator having a density greater than 7, preferably chosen from the families LuAP, LuYAP, CdW04, PbWO4 (doped or not with luminescent ions) .

8 - Probe according to one of claims 1 to 5 characterized in that the crystal is composed of a monocrystalline or polycrystalline scintillator having a density greater than 7, preferably a density greater than 9, advantageously chosen from the families of sesquioxides Lu203 , Gd203, or tungstates or hafnate such as for example HfO2. 2908283 19

9 - Probe according to one of the preceding claims characterized in that the crystal has a cylindrical shape, with a cross section of diameter less than 5 mm and preferably less than 2 mm.

10 - Probe according to one of the preceding claims, characterized in that the crystal has a volume of less than 5 mm3 and preferably less than 1 mm3.

11 - Probe according to one of the preceding claims characterized in that the optical fiber is connected to one face of the crystal according to a connection section and the ratio between the surface of the crystal to which the fiber is connected and the surface of the section of connection is less than or equal to 5 and preferably 10 close to 1.

12 - Probe according to one of the preceding claims, characterized in that the crystal is coated on one face with a layer of a scintillator material which emits light in response to beta radiation in a spectral range different from the crystal and which has , preferably a thickness of less than 100 microns.

13 - Probe according to one of the preceding claims, characterized in that it comprises at least two scintillator crystals, the total volume of all the scintillator crystals used remaining less than 30 mm3.

14 - A probe according to claim 13 characterized in that the crystals used have different spectral or temporal luminescence properties.

15 - Probe according to one of claims 1 to 14 characterized in that the coupling between the optical fiber and the crystal ensures the collection of more than 5% of the scintillation photons emitted by event, and preferably more than 10%.

16. A probe according to one of claims 1 to 15 characterized in that at least two optical fibers are connected to one of the faces of the crystal and are, for example, each connected to a different photoelectric converter.

17 - Probe according to one of claims 1 to 16 characterized in that the entire insertable part can be curved with a radius of curvature less than 5 cm and preferably less than 2 cm. 30

18 - Probe according to one of claims 1 to 17 characterized in that several optical fibers are coupled to the same crystal and that the insertable part can be bent with a radius of curvature less than 1.5 cm. 2908283 20

19 - Probe according to one of claims 1 to 18 characterized in that it has a protective tip of the crystal vis-à-vis the external light.

20 - Probe according to one of claims 1 to 19 characterized in that the crystal is partially covered by a coating reflecting part of the 5 visible light emitted by the interaction of ionizing radiation with the crystal, in order to increase the amount of light collected by the optical fiber.

21 - Device comprising a probe according to one of claims 1 to 20 and a photoelectric converter to which the crystal is connected via the optical fiber which collects and transmits at least part of the light emitted. by the scintillator crystal to the photoelectric converter.

22 - Device according to claim 21 characterized in that it further comprises means for quantifying the gamma radiation received by the crystal, by analysis of the electrical signals emitted by the photoelectric converter.

23 - Device according to claim 21 or 22 characterized in that it further comprises means for counting the light transmitted by the optical fiber.

24 - Device according to one of claims 21 to 23 characterized in that it further comprises optical means for viewing the cavity, insertable into the latter.

25 - Device according to one of claims 21 to 24 characterized in that the 20 optical display means are one or more optical fibers or a miniaturized camera.

26 - Device according to one of claims 21 to 25 characterized in that the optical display means and the gamma radiation detection probe are positioned in an optionally compartmentalized guide tube. 25

27 - Use of a probe according to one of claims 1 to 20 or of a device according to one of claims 21 to 26 for the detection of gamma radiation from one of the isotopes chosen from: 99Tc, 123I, ' 8F.

28 - Use of a probe according to one of claims 1 to 20 or of a device according to one of claims 21 to 26 for the detection of high energy ionizing radiation, in particular higher energy gamma radiation at 300 KeV. 2908283 21

29 - Medical or diagnostic device characterized in that it comprises a probe according to one of claims 1 to 20 or a device according to one of claims 21 to 26 chosen from: - catheters, and in particular multichannel catheters 5 - endoscopes and endoscopes in a form suitable for diagnosis in urology, in a form suitable for diagnosis in colonoscopy, in a form suitable for diagnosis in gastroenterology, or in a form suitable for diagnosis in ENT, - celioscopy instruments, - devices used during laparoscopic surgery, urology surgery, arthroscopic surgery, or surgery using rigid optics, in particular using stainless steel tubing.