EP4519716A1 - Dispositif d'estimation de l'activité d'un liquide radioactif - Google Patents

Dispositif d'estimation de l'activité d'un liquide radioactif

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Publication number
EP4519716A1
EP4519716A1 EP23723071.9A EP23723071A EP4519716A1 EP 4519716 A1 EP4519716 A1 EP 4519716A1 EP 23723071 A EP23723071 A EP 23723071A EP 4519716 A1 EP4519716 A1 EP 4519716A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
capillary
detection
liquid
activity
scintillator detector
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
EP23723071.9A
Other languages
German (de)
English (en)
Inventor
Benoit SABOT
Philippe Gervais
Matthieu Hamel
Florestan OGHEARD
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA
Original Assignee
Commissariat a lEnergie Atomique CEA
Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Commissariat a lEnergie Atomique CEA, Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA filed Critical Commissariat a lEnergie Atomique CEA
Publication of EP4519716A1 publication Critical patent/EP4519716A1/fr
Pending legal-status Critical Current

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Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/167—Measuring radioactive content of objects, e.g. contamination
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1645—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using electron optical imaging means, e.g. image intensifier tubes, coordinate photomultiplier tubes, image converter
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2006—Measuring radiation intensity with scintillation detectors using a combination of a scintillator and photodetector which measures the means radiation intensity
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/202—Measuring radiation intensity with scintillation detectors the detector being a crystal
    • G01T1/2026—Well-type detectors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/248—Silicon photomultipliers [SiPM], e.g. an avalanche photodiode [APD] array on a common Si substrate

Definitions

  • the technical field of the invention is the analysis of the volume or mass activity of a radioactive liquid, in particular with a view to use for diagnostic or medical treatment purposes.
  • Certain nuclear medicine applications require introducing a product marked with a radioactive isotope into the body.
  • a radiopharmaceutical product may have a medical treatment purpose, for example in the context of brachytherapy treatment.
  • the product may also have a diagnostic purpose.
  • radioactive isotopes or radionuclides, usually used in nuclear medicine
  • m Tc m Tc
  • m ln 123 l, 125 l, 131 l, 201 TI.
  • radioactive Prior to their injection into a patient's body, it is necessary to quantify, as precisely as possible, their activity. It may also be useful to identify and quantify the presence of possible impurities resulting from the isotope production process. radioactive.
  • an activity meter is a detector, generally an ionization chamber, forming a well.
  • the radioactive product is introduced, in liquid form, into the well and its activity is estimated.
  • the radioactive product is contained in a container, such as a syringe or vial.
  • the ionization chamber has previously been calibrated, making it possible to obtain a relationship between the intensity of the current, resulting from the ionization chamber, and the activity of the radioactive isotope. Calibration depends on the type of isotope used.
  • the calibration also depends on the geometry of the measurement, that is to say the shape and nature of the container containing the radioactive product.
  • the calibration is, for example, different when the radioactive product is contained in a syringe or a vial.
  • the calibration depends on the filling level as well as the isotope to be measured. Calibration generally requires the use of a specialized laboratory.
  • Document US3657541 describes a device allowing determination of the activity of a radioactive liquid intended for medical use.
  • the inventors propose a device making it possible to estimate the volume, or mass, activity of a solution containing an isotope intended for use in nuclear medicine, in a simple and automatable manner, without requiring the use of complex calibration.
  • a first object of the invention is a device intended to measure the activity of radioactive liquid, and in particular of a drop of radioactive liquid, comprising:
  • a detection module extending around a measuring chamber, intended to contain the liquid, the detection module being configured to detect ionizing radiation emitted in the measuring chamber and to emit a detection signal depending on an amount of detected radiation;
  • a processing unit connected to the detection module, and programmed to estimate an activity of the radioactive liquid from the detection signal; the device being characterized in that
  • the detection module includes:
  • a solid scintillator detector configured to produce scintillation photons when exposed to ionizing radiation, the scintillator detector extending around the measurement chamber;
  • the device comprising a capillary, extending around a longitudinal axis, and delimiting an internal space intended to contain the radioactive liquid, the capillary being arranged to be arranged in a measurement position, in which the scintillator detector extends around of the internal space of the capillary, the capillary forming the measuring chamber.
  • the scintillator detector extends around the capillary.
  • the scintillator detector forms a wall of the capillary.
  • each photodetector can in particular extend around a detection axis intersecting the longitudinal axis.
  • the respective detection axes of each photodetector are preferably coplanar, and preferably in a plane perpendicular to the longitudinal axis.
  • the respective detection axes of each photodetector are preferably regularly spaced angularly from each other, around the longitudinal axis.
  • the scintillator detector extends, from the opening, to at least one planar face, so that the scintillator detector comprises the central portion, around the opening, and the planar face.
  • the scintillator detector has as many flat faces as photodetectors.
  • the device comprises a material transparent to scintillation photons, extending between the scintillator detector and at least one plane face.
  • the device may include a spectrometric detector extending facing the capillary, and connected to the treatment unit.
  • the spectrometric detector is connected to the processing unit, the processing unit being configured to detect the presence of impurities, in particular metallic, in the liquid, from X-ray fluorescence peaks detected on a spectrum generated by the spectrometric detector .
  • the device comprises a motorized translation unit, configured to move, in translation, the capillary, along the longitudinal axis, so that the capillary can pass between the measurement position, facing the scintillator detector, at least one sampling position, the sampling position being offset, along the longitudinal axis, relative to the measurement position.
  • a motorized translation unit configured to move, in translation, the capillary, along the longitudinal axis, so that the capillary can pass between the measurement position, facing the scintillator detector, at least one sampling position, the sampling position being offset, along the longitudinal axis, relative to the measurement position.
  • the device may include a pumping unit, configured to:
  • the capillary has an internal face, delimiting the internal space, the internal face being hydrophobic. According to a preferred embodiment,
  • the detection signal resulting from each photodetector comprises pulses, each pulse resulting from an interaction of a particle, forming the ionizing radiation, in the scintillating detector;
  • the processing unit comprises a coincidence detection circuit, configured to detect pulses detected in temporal coincidence by at least two photodetectors;
  • the processing unit is programmed to estimate the activity based on a quantity of pulses detected in temporal coincidence.
  • the device comprises at least three photodetectors.
  • the coincidence detection circuit is programmed to allow detection of pulses detected in temporal coincidences by two detectors, called double coincidences, and detection of pulses detected in temporal coincidences by three detectors, called triple coincidences.
  • the processing unit may be programmed to estimate activity based on a number of double coincidences detected per unit time. The activity can be estimated from a detection efficiency, obtained by comparing a quantity of double coincidences with a quantity of triple coincidences detected over the same measurement period.
  • the device may include an observation camera, arranged to view the capillary when the capillary occupies an observation position, offset from the measurement position, the processing unit being programmed to estimate a volume of liquid in the capillary depending on of an image provided by the observation camera.
  • a second object of the invention is a method for estimating an activity of a liquid using a device according to the first object of the invention, comprising the following steps a) introduction of a liquid sample in the capillary; b) arrangement of the capillary in the measurement position; c) acquisition of detection signals by each photodetector; d) depending on the detection signals acquired, estimation of the activity of the liquid sample, present in the capillary, using the processing unit.
  • the capillary occupies a sampling position, in contact with a reservoir containing the liquid;
  • the capillary is moved by the translation unit from the sampling position to the measurement position.
  • step a) the pumping unit is activated, so as to suck part of the liquid, present in the reservoir, towards the capillary.
  • Step d) may include:
  • Another object of the invention is a scintillator detector, through which a cylindrical opening passes, the cylindrical opening extending along a central axis, the scintillator detector comprising:
  • a central portion formed of a solid material configured to generate scintillation photons under the effect of exposure to ionizing radiation, the central portion extending around the opening;
  • each flat face being configured to be coupled to a photodetector.
  • the central portion has rotational symmetry around the central axis.
  • the central portion extends, from the central axis, along a radius greater than
  • Figure 1D shows a shutter and a bellows intended to seal the measuring module against ambient light.
  • Figure 2A shows an example of a scintillator detector.
  • Figure 2C shows another example of a scintillator detector.
  • FIGS 3A and 3B show other possible configurations of the scintillator detector.
  • Figures 4A and 4B represent a modeled scintillator detector geometry, in two different section planes.
  • Figures 5A and 5B are detection spectra, representing a probability of energy deposition by particles emitted by an activity of lBq of 18 F and n C.
  • Figure 6A shows an image of the sample, placed in the observation position.
  • Figure 6C represents processing of the image shown in Figure 6B.
  • Figure 7 schematizes the main steps of a method implementing the device according to the invention.
  • Figures IA to IC represent an embodiment of a device 1 according to the invention.
  • the objective of the device is to quantify an activity of a small volume, typically a few pL, of a radiopharmaceutical solution comprising a radioactive isotope.
  • the radioactive isotope is known. It may in particular be an isotope as described in the prior art.
  • the volume or mass activity of a solution intended to be injected into the body of a patient is very high.
  • the inventors consider that a volume less than 10 pL, and preferably 1 pL or a few pL, is optimal.
  • the volume can also be of the order of a few 100 nL or a few 10 nL or even of the order of nL.
  • the activity concentration is high enough for the total activity to be easily measurable.
  • the fact that the total activity of the sample is sufficiently high makes it possible to carry out measurements spaced over time, and to verify that the drop in activity as a function of time is consistent with the radioactive half-life of the sample. isotope.
  • the radiopharmaceutical solution to be injected is contained in liquid form in a reservoir 20.
  • An important element of the invention is the use of a capillary 3, intended to collect the sample 2 of the pharmaceutical solution.
  • capillary 3 is a quartz capillary (fused silica), 15 cm long, 900 ⁇ m internal diameter and 1200 ⁇ m external diameter.
  • the capillary 3 extends around a longitudinal axis A.
  • the longitudinal axis A is parallel to a vertical axis Z.
  • the horizontal plane P X Y is defined by two orthogonal axes X and Y.
  • the capillary 3 is movable in translation using a translation plate 4, preferably motorized.
  • the translation plate is configured to move along a mast 5, parallel to the longitudinal axis A.
  • the translation plate allows translation, along the longitudinal axis A, of the capillary.
  • the capillary can thus occupy different positions along the longitudinal axis, as described subsequently.
  • the device 1 comprises a measuring module 10, intended to quantify the activity of the sample 2 previously taken from the capillary 3.
  • the translation stage 4 is thus configured to move the capillary between: a sampling position, in contact with the container 20, so as to take a sample 2 of radiopharmaceutical solution: the sampling position is shown in Figure IA.
  • Sample 2 is thus formed by a drop, or by several drops, resulting from the sampling.
  • an observation position, during which the sample 2 is placed facing an observation camera 30: the sampling position is shown in Figure IB.
  • a measurement position, during which the sample 2 is placed in the measurement module 10 the sampling position is shown in Figure IC.
  • the device is arranged so that when the capillary occupies the sampling position, the capillary is engaged in the reservoir 20, so as to be in contact with the radiopharmaceutical solution.
  • the reservoir 20 is removable and may not be part of the device. He could be a simple bottle.
  • the capillary 3 is connected, by a fluid connection, to a pumping unit 21.
  • the capillary plunges into the reservoir 20 via a first end 3i.
  • the capillary has a second end 32 opposite the first end 31.
  • the second end 3 2 is connected, by a steel tube 22, to the pumping unit 21.
  • the pumping unit 21 is a syringe connected to a syringe pump.
  • the steel tube 22 acts as a fluid connection between the capillary 3 and the pumping unit 21.
  • the pumping unit allows the application of depression or excess pressure in the capillary. This allows pumping or delivery of the radiopharmaceutical solution through the first end 3i of the capillary. A liquid sample 2 is thus taken.
  • the admission of the liquid sample 2 into the capillary 3 has been represented in Figure IA by an arrow.
  • the capillary 3 is translated by the translation unit 4, so as to move away from the reservoir 20.
  • the pumping unit 21 can be actuated, so as to move the sample 2 inside the capillary 3.
  • the capillary 3 is then moved, parallel to the longitudinal axis A, to an observation position, facing an observation camera 30.
  • the observation camera makes it possible to form an image of the capillary 3, so as to estimate the volume of sample 2.
  • the calculation of the volume of the sample is described below, in connection with Figures 6A to 6D.
  • a light source 31 is arranged so that when the capillary occupies the observation position, the sample 2 taken extends between the observation camera 30 and the light source 31. It is understood that for an image usable sample is obtained, the capillary is transparent.
  • the capillary 3 is translated, by the translation stage 4, to a measurement position.
  • the sample 2 is placed in the measuring module 10.
  • the device comprises a processing unit 40, connected to the measuring module 10, programmed to estimate an activity of the sample 2 from measurement signals. detection from the measurement module 10.
  • the capillary delimits an internal space, which includes sample 2 whose activity is measured.
  • the capillary thus forms a measuring chamber.
  • the measurement module 10 includes the instrumentation allowing an estimation of the activity of the sample.
  • the implementation of the measurement module assumes that the radioactive isotope contained in the sample is known.
  • inorganic scintillator for example YaG(Ce), Nal, Csl, LaBrs, BGO (Bismuth Germanate).
  • inorganic scintillator makes it possible to increase the sensitivity of the measurement because the stopping power of this type of scintillator is greater than the stopping power of organic scintillators.
  • inorganic scintillators contain atoms with a higher atomic number than organic compounds. This promotes photoelectric interactions, during which the photons release all their energy into the material scintillator in a single interaction.
  • the scintillator detector 11 is optically coupled to several photodetectors 15.
  • the latter can in particular be photomultipliers, for example of the Hamamatsu H13175U-110 type.
  • the scintillator detector 11 comprises or is optically coupled to planar faces 12, each photodetector 15 being applied against a planar face 12, possibly using a coupling fluid.
  • at least one photodetector, or even each photodetector is or comprises a photodiode. It can for example be a photodetector of the SiPM type (Si photomultiplier - Silicon Photomultiplier).
  • An important aspect of the scintillator detector is that it is crossed by an opening 13, extending around a central axis A'.
  • the central axis A' coincides with the longitudinal axis A.
  • the opening 13 is dimensioned to allow translation of the capillary 3 through the scintillator detector 11.
  • the diameter of the opening 13 can be equal to 1.4 mm.
  • the diameter of the opening is preferably between 1 mm and 1 cm.
  • the scintillator detector can have a parallelepiped shape, with four flat faces parallel to the central axis A'. Such a possibility is schematized in Figure 3A. It can also have a polyhedral shape, with flat faces parallel to the central axis A'
  • the scintillator detector has rotational symmetry around the central axis A'.
  • the scintillator detector comprises a central portion 11', of spherical shape, extending around the opening 13.
  • the spherical portion 11' is arranged around the opening 13, and preferably symmetrically around the central axis A'.
  • the fact that the scintillator material has a spherical portion, around the opening 13, is considered advantageous for reasons of symmetry, in particular during the processing of detection signals described subsequently.
  • the scintillator detector 11 may comprise a cylindrical central portion, extending around the central axis A'. Such a possibility is shown in Figure 3B.
  • the wall of the capillary may be formed of a scintillator material.
  • the central portion 11' When the central portion 11' is a sphere or a cylinder, its radius can be between 15 mm and 25 mm when the scintillator material is an organic scintillator. The radius is for example equal to 18 mm. Optimal dimensions vary depending on the type of scintillator material used. It is considered optimal for the central portion 11' to be spherical.
  • the scintillator detector 11 has flat faces 12, preferably parallel to the central axis A'.
  • the scintillator is in one piece. It comprises cylindrical coupling portions 14, each coupling portion 14 extending between the central portion 11' and a flat face 12.
  • Each flat face 12 extends perpendicular to a detection axis, which is intersecting, and preferably perpendicular to the central axis A'.
  • three different detection axes 6i, 62 and 63 are shown, perpendicular to which three different flat faces 12 extend.
  • the detection axes are distributed symmetrically around the central axis A'.
  • the detection axes are coplanar.
  • the plane along which the detection axes extend is preferably perpendicular to the central axis A'.
  • the adjacent detection axes are angularly offset by the same angle 0 equal to 120°.
  • the scintillator has two flat faces, perpendicular to a detection axis, which corresponds to an angular offset of 180°.
  • the scintillator has four planar faces, such that the detection axes of two adjacent planar faces are angularly offset by 90°.
  • the scintillator 11 may comprise n planar faces 12, arranged so that the respective detection axes of two adjacent planar faces are offset by an angle 0 equal to 360°/n.
  • the scintillator 11 is in one piece: the central portion 11' and each coupling portion 14 are formed of the same scintillator material. Such a configuration can be obtained by molding when the scintillator material is organic.
  • the central portion 11' is formed of a scintillator material, while each coupling portion 14 is formed of a material transparent with regard to scintillation photons. Each coupling portion 14 is attached against the central portion 11'.
  • Figure 2C is a view in a section plane passing through each detection axis.
  • Figure 2D is also a view in a section plane passing through each detection axis.
  • the central portion 11' is truncated, so as to form the flat faces 12. In this configuration, there is no coupling portion 14.
  • the spectrum corresponds to a number of pulses detected, during an acquisition period, for different channels of energy.
  • the spectrometry circuit is connected to the processing unit 40. More precisely, the processing unit implements a spectral analysis algorithm, allowing the identification of certain singularities. These may be radioactive impurities. They can also be peaks resulting from the X-ray fluorescence of certain materials, in particular metallic materials, for example Fe, In or Pd. Metallic materials, resulting from the process of producing the radioactive isotope, form impurities in the radiopharmaceutical solution.
  • the excitation, inducing X-ray fluorescence can come from X-rays or gamma rays emitted directly or indirectly by the isotopes. For example, when the isotope is p + emitting, fluorescence can be induced by irradiation of the sample by photons resulting from the annihilation of the p + particle.
  • the spectrometric detector can use a CeBra or Nal(TI) or Csl or CdTe type detection material. This type of material makes it possible to form a spectrum of acceptable quality using a spectrometric detector sufficiently compact to be integrated into the detection module 10.
  • the spectrometric detector can be of the GeHP type, provided that a means is available adequate cooling, for example a cryogenic tank or thermoelectric cooling.
  • the detection module 10 extends, along the longitudinal axis A, between a lower face 10i n r and an upper face 10 sup .
  • the detection module 10 is made waterproof by the use of a shutter 18, on the lower face 10i n r facing the container 20, and by a bellows opaque 19, extending around the capillary, from the upper face 10 sup .
  • Figure 1D schematically shows the arrangement of the shutter 18 and the bellows 19 on the detection module.
  • Figure 4A shows a sectional view of the digital model, in an XZ plane, passing through the central axis.
  • Figure 4B shows a sectional view of the digital model, in an XY plane, perpendicular to the central axis, and passing through the center of the spherical portion 11'.
  • Such a digital model is intended to estimate the energy absorbed by the scintillator detector when the latter is subjected to exposure to radiation produced by a predetermined isotope.
  • FIG. 5A we represent, for a decay of + 18 F, a probability density of releasing, in the scintillator detector, different energy values.
  • the x-axis corresponds to energy, expressed in keV.
  • the ordinate axis represents, at each disintegration, a probability of depositing, in the scintillator detector, the energy corresponding to the abscissa axis.
  • curve a) corresponds to the energy deposited by a positron emitted by 18 F, without taking into account annihilation.
  • Curve b) corresponds to the energy deposited by the two gamma photons with energy 511 keV resulting from the annihilation of the positron.
  • Curve c) corresponds to a probability of energy deposition combining the path of the positron in the scintillator detector as well as annihilation, giving rise to the emission of photons of 511 keV.
  • Curve d) corresponds to curve c) taking into account a branching factor of 97% of the decay + for 18 F.
  • Figure 5B is a figure similar to Figure 5A, established by considering the + decay of 11C, the branching rate being 99%.
  • the sample is a drop of physiological liquid having a unit activity of 1 Bq, 18 F and n C respectively.
  • Curves d) of Figures 5A and 5B correspond to absorption spectra of the scintillator detector, respectively for an activity of lBq of 18 F and n C. These absorption spectra can be used as input data for the determination of the activity of a sample 2, as described below.
  • processing unit 40 is connected to each photodetector 15, and collects a detection signal generated by each of them. More precisely, each photodetector is connected to a coincidence detection circuit 16, intended to determine the pulses detected in temporal coincidence by two photodetectors (double coincidences) as well as by the three photodetectors (triple coincidences).
  • a coincidence detection circuit 16 intended to determine the pulses detected in temporal coincidence by two photodetectors (double coincidences) as well as by the three photodetectors (triple coincidences).
  • ND doubles is such that: Or :
  • E max is the maximum energy of the emission spectrum of the incident particle; kB is a semi-empirical parameter, usually referred to as the Birks parameter, expressed in cm. MeV 1 . This parameter describes the nonlinearity of the scintillator. It is usually between 0.007 and 0.015 cm. MeV 1 . of
  • the parameters S(E),—, and kB are input data.
  • RCTD is measured data, resulting from the coincidence detection circuit 16.
  • vr] Q product of the quantum efficiency of the photomultipliers by the luminous efficiency of the scintillator material, so as to obtain the absolute detection efficiency rj.
  • the calculated yield r] is that which makes it possible to verify equality (1).
  • N D corresponds to a so-called logical sum of double coincidences detected per unit of time. For example, if we have three photodetectors 15i, 15 2 and 15 3 , N D is such that:
  • the activity Act of sample 2 can be estimated at different successive measurement times t, so as to obtain values ct(t).
  • the evolution of ct(t) as a function of time can be compared with a theoretical evolution, established from the decay period of the isotope considered. A discrepancy between the measured evolution and the theoretical evolution may indicate the presence of pollution in sample 2.
  • the activity ct(t) of sample 2, measured at the measurement time t, is preferably normalized by the volume of the sample. This allows an estimation of the volume or mass activity of the radiopharmaceutical solution present in the container 20.
  • the same surface treatment as for glass can be applied to make it hydrophobic and avoid surface contamination.
  • Step 120 the capillary is placed in the measurement position, in the measurement module 10.
  • the activity of the sample is estimated from the detection signals resulting from each photodetector, and the number of detections in double coincidences detected.
  • Step 120 can be implemented before step 110.
  • the inventors used a device as previously described, the scintillator detector being like that described in connection with Figures 2A and 2B. After each measurement, each sample was ejected into a liquid scintillation solution, so as to obtain a reference measurement. The isotope was 18 F or n C. Table 1 summarizes the experimental results obtained.
  • the device which is the subject of the invention is easily automated, which makes it possible to limit the intervention of operators near the radioactive liquid. Indeed, the translation of the capillary, the control of the pumping unit and that of the measuring module can be automated. This helps to reduce the dosimetry of the personnel involved.

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Abstract

Dispositif (1) destiné à mesurer l'activité d'un liquide radioactif (2), comportant : - un module de détection (10), s'étendant autour d'une chambre de mesure (3), destinée à contenir le liquide, et configuré pour détecter un rayonnement ionisant et pour émettre 5 un signal de détection; - une unité de traitement (40), reliée au module de détection, programmée pour estimer une activité du liquide radioactif à partir du signal de détection; le dispositif étant caractérisé en ce que - le module de détection comporte : 10  un détecteur scintillateur solide (11), s'étendant autour de la chambre de mesure;  au moins deux photodétecteurs (15), optiquement couplés au détecteur scintillateur; le dispositif comporte un capillaire (3), s'étendant autour d'un axe longitudinal (),le capillaire étant agencé pour être disposé dans une position de mesure, le capillaire formant la chambre de mesure.

Description

Description
Titre : Dispositif d'estimation de l'activité d'un liquide radioactif
DOMAINE TECHNIQUE
Le domaine technique de l'invention est l'analyse de l'activité volumique ou massique d'un liquide radioactif, notamment en vue d'une utilisation à des fins de diagnostic ou de traitement médical.
ART ANTERIEUR
Certaines applications de médecine nucléaire nécessitent d'introduire, dans l'organisme, un produit marqué par un isotope radioactif. On parle également de produit radiopharmaceutique. Le produit peut avoir une finalité de traitement médical, par exemple dans le cadre d'un traitement par curiethérapie. Le produit peut également avoir une finalité de diagnostic.
Parmi les isotopes radioactifs, ou radionucléides, usuellement utilisée en médecine nucléaire, citons par exemple 1:LC,18F, 67Ga, 90Y, "mTc, ml n, 123l, 125l, 131l, 201TI. Préalablement à leur injection dans le corps d'un patient, il est nécessaire de quantifier, aussi précisément que possible, leur activité. Il peut également être utile d'identifier et de quantifier la présence d'éventuelles impuretés résultant du procédé de production des isotopes radioactifs.
En milieu hospitalier, l'activité d'un isotope est quantifiée préalablement à son injection, en utilisant un dispositif de mesure usuellement désigné activimètre. Un activimètre est un détecteur, généralement une chambre d'ionisation, formant un puits. Le produit radioactif est introduit, sous forme liquide, dans le puits et son activité est estimée. Le produit radioactif est contenu dans un récipient, tel une seringue ou un flacon. La chambre d'ionisation a préalablement fait l'objet d'un étalonnage, permettant d'obtenir une relation entre une intensité du courant, résultant de la chambre d'ionisation, et l'activité de l'isotope radioactif. L'étalonnage dépend du type d'isotope utilisé. L'étalonnage dépend également de la géométrie de la mesure, c'est-à-dire la forme et la nature du récipient contenant le produit radioactif. L'étalonnage est par exemple différent lorsque le produit radioactif est contenu dans une seringue ou un flacon. L'étalonnage dépend du niveau de remplissage ainsi que de l'isotope à mesurer. L'étalonnage nécessite généralement le recours à un laboratoire spécialisé.
Le document US3657541 décrit un dispositif permettant une détermination d'une activité d'un liquide radioactif destiné à un usage médical. Les inventeurs proposent un dispositif permettant d'estimer l'activité volumique, ou massique, d'une solution contenant un isotope destiné à être utilisé en médecine nucléaire, de façon simple et automatisable, sans nécessiter le recours à un étalonnage complexe.
EXPOSE DE L'INVENTION
Un premier objet de l'invention est un dispositif destiné à mesurer l'activité de liquide radioactif, et notamment d'une goutte de liquide radioactif, comportant :
- un module de détection, s'étendant autour d'une chambre de mesure, destinée à contenir le liquide, le module de détection étant configuré pour détecter un rayonnement ionisant émis dans la chambre de mesure et pour émettre un signal de détection dépendant d'une quantité de rayonnement détecté ;
- une unité de traitement, reliée au module de détection, et programmée pour estimer une activité du liquide radioactif à partir du signal de détection ; le dispositif étant caractérisé en ce que
- le module de détection comporte :
• un détecteur scintillateur, solide , configuré pour produire des photons de scintillation lorsqu'il est exposé au rayonnement ionisant, le détecteur scintillateur s'étendant autour de la chambre de mesure ;
• au moins deux photodétecteurs, optiquement couplés au détecteur scintillateur, chaque photodétecteur étant configuré pour détecter des photons de scintillation et générer un signal de détection dépendant de la quantité de photons de scintillation détectés ; le dispositif comportant un capillaire, s'étendant autour d'un axe longitudinal, et délimitant un espace interne destiné à contenir le liquide radioactif, le capillaire étant agencé pour être disposé dans une position de mesure, dans laquelle le détecteur scintillateur s'étend autour de l'espace interne du capillaire, le capillaire formant la chambre de mesure.
De préférence, le détecteur scintillateur s'étend autour du capillaire.
Selon une possibilité, le détecteur scintillateur forme une paroi du capillaire.
Avantageusement,
- une ouverture, est pratiquée à travers le détecteur scintillateur, le long de l'axe longitudinal; le capillaire s'étend à travers l'ouverture lorsqu'il est disposé dans la position de mesure. Chaque photodétecteur peut notamment s'étendre autour d'un axe de détection sécant de l'axe longitudinal. Les axes de détection respectifs de chaque photodétecteur sont de préférence coplanaire, et de préférence dans un plan perpendiculaire à l'axe longitudinal. Les axes de détection respectifs de chaque photodétecteur sont de préférence régulièrement espacés angulairement les uns des autres, autour de l'axe longitudinal.
Le détecteur scintillateur peut comporter une portion centrale sphérique ou cylindrique ou polyédrique traversée par l'ouverture. Le dispositif est tel que le capillaire est inséré dans l'ouverture au moins dans la position de mesure.
Chaque photodétecteur est de préférence optiquement couplé au détecteur scintillateur par une face plane. La face plane est destinée à favoriser un couplage optique avec le photodétecteur.
Selon une possibilité, le détecteur scintillateur s'étend, à partir de l'ouverture, jusqu'à au moins une face plane, de façon que le détecteur scintillateur comporte la portion centrale, autour de l'ouverture, et la face plane.
De préférence, le détecteur scintillateur comporte autant de faces planes que de photodétecteurs.
Selon une possibilité, le dispositif comporte un matériau transparent aux photons de scintillation, s'étendant entre le détecteur scintillateur et au moins une face plane.
Le dispositif peut comporter un détecteur spectrométrique s'étendant face au capillaire, et relié à l'unité de traitement. Le détecteur spectrométrique est relié à l'unité de traitement, l'unité de traitement étant configurée pour détecter une présence d'impuretés, notamment métalliques, dans le liquide, à partir de pics de fluorescence X détectés sur un spectre généré par le détecteur spectrométrique.
De préférence, le dispositif comporte une unité de translation motorisée, configurée pour déplacer, en translation, le capillaire, selon l'axe longitudinal, de façon que le capillaire peut passer entre la position de mesure, face au détecteur scintillateur, à au moins une position de prélèvement, la position de prélèvement étant décalée, selon l'axe longitudinal, par rapport à la position de mesure.
Le dispositif peut comporter une unité de pompage, configurée pour :
- admettre, dans la position de prélèvement, le liquide dans l'espace interne du capillaire lorsque le capillaire est en contact avec une solution contenue dans un réservoir, le liquide contenu dans le capillaire constituant un échantillon de ladite solution ;
- et/ou refouler le liquide de l'espace interne du capillaire.
Selon une possibilité, le capillaire comporte une face interne, délimitant l'espace interne, la face interne étant hydrophobe. Selon un mode de réalisation préféré,
- le signal de détection résultant de chaque photodétecteur comporte des impulsions, chaque impulsion résultant d'une interaction d'une particule, formant le rayonnement ionisant, dans le détecteur scintil lateur ;
- l'unité de traitement comporte un circuit de détection de coïncidences, configuré pour détecter des impulsions détectées en coïncidence temporelle par au moins deux photodétecteurs ;
- l'unité de traitement est programmée pour estimer l'activité en fonction d'une quantité d'impulsions détectées en coïncidence temporelle.
De préférence, le dispositif comporte au moins trois photodétecteurs. Le circuit de détection de coïncidences est programmé pour permettre une détection d'impulsions détectées en coïncidences temporelles par deux détecteurs, dites coïncidences doubles, et une détection d'impulsions détectées en coïncidences temporelles par trois détecteurs, dites coïncidences triples. L'unité de traitement peut être programmée pour estimer l'activité en fonction d'un nombre de coïncidences doubles détectées par unité de temps. L'activité peut être estimée à partir d'un rendement de détection, obtenu en comparant une quantité de coïncidences doubles sur une quantité de coïncidences triples détectées selon une même période de mesure. Le dispositif peut comporter une caméra d'observation, agencée pour visualiser le capillaire lorsque le capillaire occupe une position d'observation, décalée de la position de mesure, l'unité de traitement étant programmée pour estimer un volume de liquide dans le capillaire en fonction d'une image fournie par la caméra d'observation.
Un deuxième objet de l'invention est un procédé d'estimation d'une activité d'un liquide à l'aide d'un dispositif selon le premier objet de l'invention, comportant les étapes suivantes a) introduction d'un échantillon liquide dans le capillaire; b) disposition du capillaire dans la position de mesure ; c) acquisition de signaux de détection par chaque photodétecteur; d) en fonction des signaux de détection acquis, estimation de l'activité de l'échantillon liquide, présent dans le capillaire, à l'aide de l'unité de traitement.
Selon une possibilité,
- lors de l'étape a), le capillaire occupe une position de prélèvement, au contact d'un réservoir comportant le liquide ;
- entre l'étape a) et l'étape b), le capillaire est déplacé par l'unité de translation, de la position de prélèvement vers la position de mesure. Selon une possibilité,
- le dispositif comporte une unité de pompage, comme précédemment décrit ;
- lors de l'étape a), l'unité de pompage est activée, de façon à aspirer une partie du liquide, présente dans le réservoir, vers le capillaire.
L'étape d) peut comporter :
- détection, dans les signaux de détection, d'impulsions émises en coïncidence temporelle, par deux photodétecteurs, dites coïncidences doubles ;
- prise en compte d'un rendement de détection relatif aux coïncidences doubles;
- détermination de l'activité à partir d'un nombre de coïncidences doubles détectées par unité de temps et du rendement de détection relatif aux coïncidences doubles.
Selon une possibilité,
- le dispositif comporte trois photodétecteurs
- le rendement de détection relatif aux coïncidences doubles est calculé à partir d'un ratio entre
• un nombre d'impulsions émises, dans les signaux de détection, en coïncidence temporelle, par trois photodétecteurs, dites coïncidences triples ;
• le nombre de coïncidences doubles.
Un autre objet de l'invention est un détecteur scintillateur, traversé par une ouverture cylindrique, l'ouverture cylindrique s'étendant selon un axe central, le détecteur scintillateur comportant :
- une portion centrale, formée d'un matériau solide configuré pour générer des photons de scintillation sous l'effet d'une exposition à un rayonnement ionisant, la portion centrale s'étendant autour de l'ouverture ;
- des faces planes, optiquement couplées à la portion centrale, chaque face plane étant configurée pour être couplée à un photodétecteur.
Selon une possibilité, la portion centrale est sphérique, et s'étend autour de l'ouverture cylindrique. Selon une autre possibilité, la portion centrale est cylindrique, et s'étend autour de l'ouverture, autour d'un axe coaxial de l'axe central. Selon une autre possibilité, la portion centrale est polyédrique, par exemple cubique.
De préférence, la portion centrale présente une symétrie de rotation autour de l'axe central.
De préférence, la portion centrale s'étend, à partir de l'axe central, selon un rayon supérieur à
5 mm ou 10 mm. L'invention sera mieux comprise à la lecture de l'exposé des exemples de réalisation présentés, dans la suite de la description, en lien avec les figures listées ci-dessous.
FIGURES
Les figures IA à IC représentent un exemple de dispositif selon l'invention. Sur les figures IA, IB et IC, un capillaire du dispositif est respectivement disposé selon une position de prélèvement, une position d'observation et une position de mesure.
La figure 1D montre un obturateur et un soufflet destinés à assurer une étanchéité du module de mesure à l'égard de la lumière ambiante.
La figure 2A montre un exemple de détecteur scintillateur.
La figure 2B représente le détecteur scintillateur, décrit en lien avec la figure 2A, couplé à trois photomultiplicateurs.
La figure 2C montre un autre exemple de détecteur scintillateur.
La figure 2D schématise un autre exemple de détecteur scintillateur.
Les figures 3A et 3B montrent d'autres configurations possibles du détecteur scintillateur.
Les figures 4A et 4B représentent une géométrie de détecteur scintillateur modélisée, dans deux plans de coupe différents.
Les figures 5A et 5B sont des spectres de détection, représentant une probabilité de dépôt d'énergie par des particules émises par une activité de lBq de 18F et nC.
La figure 6A montre une image de l'échantillon, placé dans la position d'observation.
La figure 6B montre une image d'un objet de calibration optique gradué.
La figure 6C représente un traitement de l'image représentée sur la figure 6B.
La figure 6D montre une image d'un autre échantillon, placé dans la position d'observation.
La figure 7 schématise les principales étapes d'un procédé mettant en oeuvre le dispositif selon l'invention.
EXPOSE DE MODES DE REALISATION PARTICULIERS
Les figures IA à IC représentent un mode de réalisation d'un dispositif 1 selon l'invention. L'objectif du dispositif est de quantifier une activité d'un faible volume, typiquement quelques pL, d'une solution radiopharmaceutique comportant un isotope radioactif. L'isotope radioactif est connu. Il peut notamment s'agir d'un isotope tel que décrit dans l'art antérieur.
Généralement, l'activité volumique ou massique d'une solution, destinée à être injectée dans le corps d'un patient, est très élevée. Afin d'obtenir une mesure d'activité avec une bonne précision, il est préférable d'utiliser un échantillon de faible volume, de façon à éviter une saturation du détecteur utilisé. Les inventeurs considèrent qu'un volume inférieur à 10 pL, et de préférence de 1 pL ou de quelques pL, est optimal. Le volume peut également être de l'ordre de quelques 100 nL ou quelques 10 nL voire de l'ordre du nL. L'activité volumique est suffisamment élevée pour que l'activité totale soit aisément mesurable. Par ailleurs, le fait que l'activité totale de l'échantillon soit suffisamment élevée permet d'effectuer des mesures espacées dans le temps, et de vérifier que la baisse d'activité en fonction du temps est cohérente avec la période radioactive de l'isotope.
La solution radiopharmaceutique à injecter est contenue, sous forme liquide dans un réservoir 20. Un élément important de l'invention est le recours à un capillaire 3, destiné à recueillir l'échantillon 2 de la solution pharmaceutique. Dans l'exemple représenté, le capillaire 3 est un capillaire en quartz (silice fondue), de longueur 15 cm, de diamètre interne 900 pm et de diamètre externe 1200 pm. Le capillaire 3 s'étend autour d'un axe longitudinal A. Dans cet exemple, l'axe longitudinal A est parallèle à un axe vertical Z. Le plan horizontal PXY est défini par deux axes orthogonaux X et Y.
Le capillaire 3 est mobile en translation à l'aide d'une platine de translation 4, de préférence motorisée. Dans l'exemple représenté, la platine de translation est configurée pour se déplacer le long d'un mât 5, parallèle à l'axe longitudinal A. La platine de translation permet une translation, selon l'axe longitudinal A, du capillaire. Le capillaire peut ainsi occuper différentes positions le long de l'axe longitudinal, comme décrit par la suite.
Le dispositif 1 comporte un module de mesure 10, destiné à quantifier l'activité de l'échantillon 2 préalablement prélevé dans le capillaire 3. La platine de translation 4 est ainsi configurée pour déplacer le capillaire entre : une position de prélèvement, au contact du récipient 20, de façon à prélever un échantillon 2 de solution radiopharmaceutique : la position de prélèvement est représentée sur la figure IA. L'échantillon 2 est ainsi formé par une goutte, ou par plusieurs gouttes, résultant du prélèvement. une position d'observation, au cours de laquelle l'échantillon 2 est placé face à une caméra d'observation 30 : la position de prélèvement est représentée sur la figure IB. une position de mesure, au cours de laquelle l'échantillon 2 est disposé dans le module de mesure 10 : la position de prélèvement est représentée sur la figure IC.
Le dispositif est agencé de façon que lorsque le capillaire occupe la position de prélèvement, le capillaire est engagé dans le réservoir 20, de façon à être au contact de la solution radiopharmaceutique. Le réservoir 20 est amovible et peut ne pas faire partie du dispositif. Il peut s'agir d'un simple flacon. Le capillaire 3 est relié, par une liaison fluidique, à une unité de pompage 21. Dans cet exemple, le capillaire plonge dans le réservoir 20 par une première extrémité 3i. Le capillaire comporte une deuxième extrémité 32 opposée à la première extrémité 31. La deuxième extrémité 32 est reliée, par un tube d'acier 22, à l'unité de pompage 21. Dans cet exemple, l'unité de pompage 21 est une seringue reliée à un pousse seringue. Le tube d'acier 22 (diamètre interne 2 mm), fait office de liaison fluidique entre le capillaire 3 et l'unité de pompage 21. Sous l'effet de l'actionnement du pousse seringue, l'unité de pompage permet l'application d'une dépression ou d'une surpression dans le capillaire. Cela permet un pompage ou un refoulement de la solution radiopharmaceutique à travers la première extrémité 3i du capillaire. Un échantillon liquide 2 est ainsi prélevé. L'admission de l'échantillon liquide 2 dans le capillaire 3 a été représentée sur la figure IA par une flèche.
Le dispositif peut comporter une caméra de suivi 23, configurée pour visualiser l'admission de l'échantillon liquide dans le capillaire 3. La caméra de suivi 23 est agencée pour permettre de visualiser la position du capillaire 3 par rapport à la solution présente dans le réservoir 20. Lorsque la première extrémité 3i plonge dans la solution, l'unité de pompage 21 peut être actionnée. Le dispositif 1 peut comporter une balance 24, supportant le réservoir 20.
Suite au prélèvement de l'échantillon 2, le capillaire 3 est translaté par l'unité de translation 4, de façon à s'éloigner du réservoir 20. L'unité de pompage 21 peut être actionnée, de façon à déplacer l'échantillon 2 à l'intérieur du capillaire 3.
Le capillaire 3 est ensuite déplacé, parallèlement à l'axe longitudinal A, jusqu'à une position d'observation, face à une caméra d'observation 30. La caméra d'observation permet de former une image du capillaire 3, de façon à estimer le volume de l'échantillon 2. Le calcul du volume de l'échantillon est décrit par la suite, en lien avec les figures 6A à 6D. Une source de lumière 31 est agencée de façon que lorsque le capillaire occupe la position d'observation, l'échantillon 2 prélevé s'étend entre la caméra d'observation 30 et la source de lumière 31. On comprend que pour qu'une image exploitable de l'échantillon soit obtenue, le capillaire est transparent.
Suite à l'acquisition de l'image de l'échantillon 2 par la caméra d'observation 30, le capillaire 3 est translaté, par la platine de translation 4, jusqu'à une position de mesure. Dans la position de mesure, l'échantillon 2 est disposé dans le module de mesure 10. Le dispositif comporte une unité de traitement 40, reliée au module de mesure 10, programmée pour estimer une activité de l'échantillon 2 à partir de signaux de détection issus du module de mesure 10. Ainsi, contrairement à l'art antérieur, le capillaire délimite un espace interne, qui comporte l'échantillon 2 dont l'activité est mesurée. Le capillaire forme ainsi une chambre de mesure.
Le module de mesure 10 comporte l'instrumentation permettant une estimation de l'activité de l'échantillon. La mise en oeuvre du module de mesure suppose que l'isotope radioactif contenu dans l'échantillon soit connu.
Les figures 2A et 2B schématisent un détecteur scintillateur 11 dont la mise en forme convient particulièrement à l'application visée. La figure 2A est une vue tridimensionnelle, tandis que la figure 2B est une vue en coupe, dans un plan perpendiculaire à l'axe central, passant par le centre du détecteur scintillateur. Le détecteur scintillateur 11 est formé d'un matériau solide configuré pour générer des photons de scintillation lorsqu'il est exposé à des particules formant un rayonnement ionisant. Il peut notamment s'agir de particules chargées, telles que P" ou +, ou des photons X ou y. Le matériau de scintillation peut être un polymère organique, auquel des dopants fluorescents ont été ajoutés. Il peut également s'agir d'un scintillateur inorganique, par exemple YaG(Ce), Nal, Csl, LaBrs, BGO (Germanate de Bismuth). L'utilisation d'un scintillateur inorganique permet d'augmenter la sensibilité de la mesure car le pouvoir d'arrêt de ce type de scintillateur est supérieur au pouvoir d'arrêt des scintillateurs organiques. De plus, les scintillateurs inorganiques comportent des atomes ont le numéro atomique est supérieur aux composés organiques. Cela favorise des interactions photoélectriques, au cours desquelles les photons libèrent toute leur énergie dans le matériau scintillateur en une seule interaction.
En dépit de leur moindre sensibilité par rapport aux scintillateurs inorganiques, un intérêt important des matériaux scintillateurs organiques est la facilité de mise en forme, cette dernière pouvant être réalisée par moulage. Sur les figures 2A à 2D, on a représenté différentes configurations d'un détecteur scintillateur organique, à base de vinyle-toluène, pouvant être obtenues par moulage.
Le détecteur scintillateur 11 est optiquement couplé à plusieurs photodétecteurs 15. Ces derniers peuvent notamment être des photomultiplicateurs, par exemple de type Hamamatsu H13175U-110. De préférence, le détecteur scintillateur 11 comporte ou est optiquement couplé à des faces planes 12, chaque photodétecteur 15 étant appliqué contre une face plane 12, en utilisant éventuellement un fluide de couplage. Selon une possibilité, au moins un photodétecteur, voire chaque photodétecteur, est ou comporte une photodiode. Il peut par exemple s'agir d'un photodétecteur de type SiPM (Si photomultiplier - Photomultiplicateur Silicium). Un aspect important du détecteur scintillateur est qu'il est traversé par une ouverture 13, s'étendant autour d'un axe central A'. Lors de l'utilisation du détecteur scintillateur dans le dispositif 1, l'axe central A' est confondu avec l'axe longitudinal A. L'ouverture 13 est dimensionnée pour permettre une translation du capillaire 3 à travers le détecteur scintillateur 11. Par exemple, lorsque le diamètre externe du capillaire 3 est de 1,2 mm, le diamètre de l'ouverture 13 peut être égale à 1,4 mm. D'une façon générale, le diamètre de l'ouverture est de préférence compris entre 1 mm et 1 cm.
Le détecteur scintillateur peut présenter une forme parallélépipédique, avec quatre faces planes parallèles à l'axe central A'. Une telle possibilité est schématisée sur la figure 3A. Il peut également présenter une forme polyèdrique, avec des faces planes parallèles à l'axe central A'
De préférence, le détecteur scintillateur présente une symétrie de rotation autour de l'axe central A'. Dans l'exemple représenté sur les figures 2A et 2B, le détecteur scintillateur comporte une portion centrale 11', de forme sphérique, s'étendant autour de l'ouverture 13. La portion sphérique 11' est agencée autour de l'ouverture 13, et de préférence symétriquement autour de l'axe central A'. Le fait que le matériau scintillateur présente une portion sphérique, autour de l'ouverture 13, est considéré comme avantageux pour des raisons de symétrie, en particulier lors du traitement de signaux de détection décrit par la suite.
Selon une possibilité, le détecteur scintillateur 11 peut comporter une portion centrale cylindrique, s'étendant autour de l'axe central A'. Une telle possibilité est représentée sur la figure 3B. La paroi du capillaire peut être formée d'un matériau scintillateur.
Lorsque la portion centrale 11' est une sphère ou un cylindre, son rayon peut être compris entre 15 mm et 25 mm lorsque le matériau scintillateur est un scintillateur organique. Le rayon est par exemple égal à 18 mm. Les dimensions optimales varient en fonction du type de matériau scintillateur utilisé. Il est considéré qu'il est optimal que la portion centrale 11' soit sphérique.
Afin de faciliter le couplage avec les photodétecteurs 15, le détecteur scintillateur 11 comporte des faces planes 12, et de préférence parallèles à l'axe central A'. Sur les figures 2A et 2B, le scintillateur est monobloc. Il comporte des portions de couplage cylindriques 14, chaque portion de couplage 14 s'étendant entre la portion centrale 11' et une face plane 12. Chaque face plane 12 s'étend perpendiculairement à un axe de détection, qui est sécant, et de préférence perpendiculaire, à l'axe central A'. Sur la figure 2B, on a représenté trois axes de détection différents 6i, 62 et 63, perpendiculairement auxquels s'étendent trois faces planes 12 différentes. De préférence, les axes de détection sont distribués selon une symétrie autour de l'axe central A'. De préférence, les axes de détection sont coplanaires. Le plan selon lequel s'étendent les axes de détection est de préférence perpendiculaire à l'axe central A'. Dans l'exemple de la figure 2B, les axes de détection adjacents sont angulairement décalés d'un même angle 0 égal à 120°. Selon d'autres possibilités, le scintil lateur comporte deux faces planes, perpendiculaires à un axe de détection, ce qui correspond à un décalage angulaire de 180°. Selon une autre possibilité, le scintillateur comporte quatre faces planes, telles que les axes de détection de deux faces planes adjacentes sont angulairement décalés de 90°. D'une façon plus générale, le scintillateur 11 peut comporter n faces planes 12, agencées de façon que les axes de détection respectifs de deux faces planes adjacentes sont décalés d'un angle 0 égal à 360°/n.
Dans l'exemple des figures 2A et 2B, le scintillateur 11 est monobloc : la portion centrale 11' et chaque portion de couplage 14 sont formées du même matériau scintillateur. Une telle configuration peut être obtenue par moulage lorsque le matériau scintillateur est organique. Dans l'exemple de la figure 2C la portion centrale 11' est formée d'un matériau scintillateur, tandis que chaque portion de couplage 14 est formée par d'un matériau transparent à l'égard des photons de scintillations. Chaque portion de couplage 14 est rapportée contre la portion centrale 11'. La figure 2C est une vue dans un plan de coupe passant par chaque axe de détection.
La figure 2D est également une vue dans un plan de coupe passant par chaque axe de détection. Sur la figure 2D, la portion centrale 11' est tronquée, de façon à former les faces planes 12. Sur cette configuration, il n'y a pas de portion de couplage 14.
Le module de mesure 10 peut comporter un détecteur spectrométrique 17. Sur la figure 2B, on a représenté un détecteur spectrométrique 17, disposé en regard du détecteur scintillateur 11. Le détecteur spectrométrique est configuré pour détecter des photons X ou gamma émanant du scintillateur 11. Il est relié à un circuit de spectrométrie 17', configuré pour former un spectre d'énergie. Plus précisément, lors de chaque détection d'un photon par le détecteur spectrométrique, ce dernier génère une impulsion dont l'amplitude est corrélée à l'énergie déposée par le photon dans le détecteur spectrométrique. Le circuit de spectrométrie 17' permet une formation d'un spectre, qui correspond à un histogramme des amplitudes des impulsions résultant du détecteur spectrométrique 17. Le spectre correspond à un nombre d'impulsions détectées, durant une période d'acquisition, pour différents canaux d'énergie. Le circuit de spectrométrie est relié à l'unité de traitement 40. Plus précisément, l'unité de traitement met en œuvre un algorithme d'analyse spectrale, permettant l'identification de certaines singularités. Il peut s'agir d'impuretés radioactives. Il peut également s'agir de pics résultant de la fluorescence X de certains matériaux, en particulier des matériaux métalliques, par exemple Fe, In ou Pd. Des matériaux métalliques, résultant du processus de production de l'isotope radioactif, forment des impuretés dans la solution radiopharmaceutique. L'excitation, induisant la fluorescence X, peut provenir de rayons X ou gamma émis directement ou indirectement par l'isotopes. Par exemple, lorsque l'isotope est émetteur p+, la fluorescence peut être induite par l'irradiation de l'échantillon par des photons résultant de l'annihilation de la particule p+.
Le détecteur spectrométrique peut utiliser un matériau de détection de type CeBra ou Nal(TI) ou ou Csl ou CdTe. Ce type de matériau permet de former un spectre de qualité acceptable à l'aide d'un détecteur spectrométrique suffisamment compact pour être intégré dans le module de détection 10. Le détecteur spectrométrique peut être de type GeHP, sous réserve de disposer d'un moyen de refroidissement adéquat, par exemple un réservoir cryogénique ou un refroidissement thermoélectrique.
Le module de détection 10 s'étend, selon l'axe longitudinal A, entre une face inférieure 10inr et une face supérieure 10sup. Compte tenu de la présence des photodétecteurs 15, pouvant être sensible à la lumière visible, le module de détection 10 est rendu étanche par le recours à un obturateur 18, sur la face inférieure 10inr faisant face au récipient 20, et par un soufflet opaque 19, s'étendant autour du capillaire, à partir de la face supérieure 10sup. La figure 1D schématise la disposition de l'obturateur 18 et du soufflet 19 sur le module de détection. Lorsque le capillaire 3 est en position de mesure, l'obturateur est fermé. L'ouverture de l'obturateur permet une translation du capillaire de façon que l'échantillon 2 soit à l'extérieur du module de mesure, par exemple dans la position d'observation ou dans la position de prélèvement. Le soufflet opaque est configuré pour se plier ou se replier en fonction de la translation du capillaire 3.
Les inventeurs ont établi un modèle numérique afin de simuler les performances de détection d'un détecteur scintillateur tel que décrit en lien avec les figures 2A et 2B. La figure 4A montre une vue en coupe du modèle numérique, dans un plan XZ, passant par l'axe central. La figure 4B montre une vue en coupe du modèle numérique, dans un plan XY, perpendiculaire à l'axe central, et passant par le centre de la portion sphérique 11'. Un tel modèle numérique est destiné à estimer l'énergie absorbée par le détecteur scintillateur lorsque ce dernier est soumis à une exposition à un rayonnement produit par un isotope prédéterminé. Sur la figure 5A, on a représenté, pour une désintégration de + de 18F, une densité de probabilité de libérer, dans le détecteur scintillateur, différentes valeurs d'énergie. L'axe des abscisses correspond à l'énergie, exprimée en keV. L'axe des ordonnées représente, à chaque désintégration, une probabilité de déposer, dans le détecteur scintillateur, l'énergie correspondant à l'axe des abscisses. Sur la figure 5A, la courbe a) correspond à l'énergie déposée par un positron émis par 18F, sans prendre en compte l'annihilation. La courbe b) correspond à l'énergie déposée par les deux photons gamma d'énergie 511 keV résultant de l'annihilation du positron. La courbe c) correspond à une probabilité de dépôt d'énergie combinant le parcours du positron dans le détecteur scintillateur ainsi que l'annihilation, donnant lieu à l'émission de photons de 511 keV. La courbe d) correspond à la courbe c) en prenant en compte un facteur d'embranchement de 97% de la désintégration + pour 18F.
La figure 5B est une figure similaire à la figure 5A, établie en considérant la désintégration + de 11C, le taux d'embranchement étant de 99%.
Sur les figures 5A et 5B, les émissions de faibles énergies dues à la capture électronique ne traversent ni l'échantillon 2, ni le capillaire 3. Elles ne libèrent aucune énergie dans le détecteur scintillateur 11.
Sur les figures 5A et 5B, l'échantillon est une goutte de liquide physiologique comportant une activité unitaire de 1 Bq respectivement de 18F et de nC.
Les courbes d) des figures 5A et 5B correspondent à des spectres d'absorption du détecteur scintillateur, respectivement pour une activité de lBq de 18F et nC. Ces spectres d'absorption peuvent être utilisés en tant que données d'entrée pour la détermination de l'activité d'un échantillon 2, comme décrit par la suite.
Lors de la mise en oeuvre du dispositif 1, l'unité de traitement 40 est reliée à chaque photodétecteur 15, et recueille un signal de détection généré par chacun d'entre eux. Plus précisément, chaque photodétecteur est relié à un circuit de détection de coïncidences 16, destiné à déterminer les impulsions détectées en coïncidence temporelle par deux photodétecteurs (coïncidences doubles) ainsi que par les trois photodétecteurs (coïncidences triples). Comme décrit dans la publication Broda R. et al « Radionuclide metrology using liquid scintillation counting », Metrologia 44 (2007), lorsqu'on utilise un échantillon, considéré comme émetteur P pur, d'activité inconnue, on peut montrer qu'un rendement de détection q, dit rendement de détection absolu, peut être déterminé à partir d'un ratio entre le nombre de coïncidences triples sur le nombre de coïncidences doubles.
Plus précisément, si NT correspond au nombre de coïncidences triples et ND correspond au nombre de coïncidences doubles, la ratio — , désigné RCTD (Ratio des coïncidences triples sur
ND doubles), est tel que : où :
S(E) est le spectre d'absorption de l'isotope considéré, qui correspond aux courbes d) des figures 5A (pour 18F) et des figures 5B (pour UC) ; v est le rendement quantique des photomultiplicateurs, qui n'est pas connu ; r]Q est un rendement lumineux du matériau scintillateur, qui correspond à un nombre de photons de scintillation émis par unité d'énergie d'absorbée (photons. keV1) ; dE
— est la perte d'énergie linéique d'une particule incidente (B+ ou B ) dans le détecteur dx scintillateur;
Emax est l'énergie maximale du spectre d'émission de la particule incidente ; kB est un paramètre semi-empirique, usuellement désigné paramètre de Birks, exprimé en cm. MeV1. Ce paramètre décrit la non linéarité du scintillateur. Il est usuellement compris entre 0.007 et 0.015 cm. MeV1. dE
Les paramètres S(E),— , et kB sont des données d'entrée. RCTD est une donnée mesurée, résultant du circuit de détection de coïncidences 16. On peut déterminer le produit vr]Q, produit du rendement quantique des photomultiplicateurs par le rendement lumineux du matériau scintillateur, de façon à obtenir le rendement de détection absolu rj. Le rendement r] calculé est celui permet de vérifier l'égalité (1).
Le rendement r] calculé est utilisé pour déterminer un rendement de détection ED des coïncidences doubles, selon l'expression : sD = (3(1 — e-î?)2 — 2(1 — e-î?)2 ) (3)
L'activité Act de l'isotope est ensuite déterminée, à partir de ÏVp, avec :
ND correspond à une somme dite logique des coïncidences doubles détectées par unité de temps. Par exemple, si l'on dispose de trois photodétecteurs 15i, 152 et 153, NDest tel que :
ÏVD — N1 2 + ^1,3 + ^2,3 N1 2,3 ( ) où N1 2, N13 et N2 3 sont les nombre de coïncidences doubles détectées, par unité de temps, par les photodétecteurs 15i et 152, 15i et 153, 152 et 153 respectivement. ÏV1 2,3 correspond au nombre de coïncidences triples détectées par unité de temps : ÏV1 2,3 = T (6). L'unité de traitement 40 reçoit les grandeurs N12, ^1,3 et /V2,s et NT du circuit de coïncidences 16. Elle peut ensuite déterminer r] en mettant en oeuvre l'expression (1). Cela permet d'obtenir eD en mettant en oeuvre (3), à partir de r] , puis l'activité Act par l'expression (4).
De préférence, le rendement r] est déterminé lors de chaque mesure, par un ratio entre le nombre de coïncidences triples sur le nombre de coïncidences doubles. Le rendement de détection des coïncidences doubles sD peut ainsi être déterminé, selon (3), lors de chaque mesure. On évite le recours à un étalonnage effectué en laboratoire, ce qui est un avantage notable de l'invention.
L'activité Act de l'échantillon 2 peut être estimée en différents instants de mesure t successifs, de façon à obtenir des valeurs ct(t). L'évolution de ct(t) en fonction du temps peut être confrontée à une évolution théorique, établie à partir de la période de décroissance de l'isotope considéré. Un écart entre l'évolution mesurée et l'évolution théorique peut signifier une présence d'une pollution dans l'échantillon 2.
L'activité ct(t) de l'échantillon 2, mesurée à l'instant de mesure t, est de préférence normalisée par le volume de l'échantillon. Cela permet une estimation de l'activité volumique ou massique de la solution radiopharmaceutique présente dans le récipient 20.
Le volume de l'échantillon peut être estimé en utilisant une image acquise par la caméra d'observation 30, tandis que l'échantillon 2 occupe la position d'observation. Compte tenu de la géométrie du capillaire, sans traitement particulier, l'échantillon s'étend entre deux ménisques, comme représenté sur la figure 6A. L'unité de traitement 40 reçoit l'image acquise par la caméra d'observation, et peut estimer un volume V de l'échantillon, en appliquant par exemple l'expression : où :
- L est la longueur totale de l'échantillon ;
- r est le rayon interne du capillaire ;
- est une hauteur du premier ménisque ;
- H2 est une hauteur du deuxième ménisque.
Les grandeurs L, r, et H2 sont estimées à partir de l'image. La caméra d'observation a préalablement fait l'objet d'une calibration, par exemple par l'acquisition d'une image d'une mire ou d'une règle graduée. La figure 6B montre une image d'un micromètre objet Olympus OB-M. Sur la figure 6C, on a représenté un profil d'intensité d'une image acquise, chaque pic correspondant à une graduation. Sur la figure 6C, l'axe des ordonnées correspond à une intensité et l'axe des abscisses correspond à des pixels alignés selon la ligne claire représentée sur la figure 6B. La distance entre chaque graduation étant connue, on peut estimer une dimension vue par chaque pixel de la caméra d'observation. Il est estimé que les performances de la caméra d'observation permettent d'estimer un volume de 1 pL avec une incertitude inférieure à 1%.
Selon une possibilité, la paroi interne du capillaire est hydrophobe, ou a fait l'objet d'un traitement hydrophobe. Un tel traitement permet de réduire, voire de supprimer, la présence de ménisques de part et d'autre de l'échantillon. La figure 6D est une image d'un échantillon 2 dans un capillaire dont la face interne a préalablement fait l'objet d'un traitement hydrophobe. On comprend que l'estimation du volume de l'échantillon, à partir de l'image d'observation, est plus simple, car la géométrie de l'échantillon correspond à un cylindre.
Après que l'activité de l'échantillon a été déterminée, le capillaire est translaté vers la position de prélèvement et l'échantillon peut être refoulé dans le réservoir 20 en appliquant une surpression dans le capillaire.
Selon une possibilité, le capillaire 3 peut être directement conçu à partir d'un matériau scintillateur inorganique qui présente des caractéristiques mécaniques et d'état de surface similaire à du verre ou du quartz.
Le même traitement de surface que pour le verre peut être appliqué pour le rendre hydrophobe et éviter une contamination de surface.
Un tel capillaire permet à la fois un prélèvement de liquide, une prise d'image pour la mesure de volume ainsi qu'une détection du rayonnement émis par le liquide. Tout scintillateur inorganique non hygroscopique peut être utilisé tel que le YAG(Ce) (grenat d'yttrium aluminium dopé au Cérium) , YAP(Ce) (Perovskite yttrium aluminium dopé au Cérium), GaGG (Ce) (grenat de gomme d'aluminium et de gadolinium aluminium dopé au cérium)....
De même que dans les modes de réalisation précédemment décrits, le capillaire peut être inséré dans le détecteur scintillateur 11.
Le détecteur scintillateur 11, dans lequel s'insère le capillaire 3, est de préférence de la même composition que celui du capillaire.
La figure 7 montre les principales étapes d'un procédé de mise en oeuvre d'un dispositif tel que précédemment décrit.
Au cours d'une étape 100, le capillaire est déplacé dans la position de prélèvement et un échantillon 2 est prélevé sous l'effet de l'unité de pompage.
Au cours d'une étape 110, le capillaire est placé dans la position d'observation et une image de l'échantillon est acquise par la caméra d'observation, ce qui permet d'estimer le volume (ou la masse) de l'échantillon.
Au cours d'une étape 120, le capillaire est placé dans la position de mesure, dans le module de mesure 10. L'activité de l'échantillon est estimée à partir des signaux de détection résultant de chaque photodétecteur, et du nombre de détections en coïncidences doubles détectées. L'étape 120 peut être mise en oeuvre avant l'étape 110.
Les inventeurs ont utilisé un dispositif tel que précédemment décrit, le détecteur scintillateur étant comme celui décrit en lien avec les figures 2A et 2B. Après chaque mesure, chaque échantillon a été éjecté dans une solution de scintillation liquide, de manière à obtenir une mesure de référence. L'isotope était 18F ou nC. Le tableau 1 résume les résultats expérimentaux obtenus.
Tableau 1 Dans le tableau 1, les troisième et quatrième colonnes correspondent respectivement à l'activité volumique déterminée en mettant en oeuvre l'invention et la méthode de référence. Au cours de l'essai 1, on a utilisé un capillaire sans traitement hydrophobe. Au cours de l'essai 1, le capillaire avait fait l'objet d'un traitement hydrophobe, ce qui peut expliquer le plus faible écart entre la mise en oeuvre de l'invention et la méthode de référence.
Le dispositif objet de l'invention permet d'effectuer une estimation de l'activité d'un liquide radioactif sans nécessiter d'étalonnage complexe, faisant intervenir un laboratoire de référence. En effet, la mesure est effectuée sur un échantillon de faible volume, prélevé d'une solution radiopharmaceutique. L'activité est estimée sur la base de mesures de coïncidences doubles, comme précédemment décrit, le rendement de détection pouvant être calculé par un ratio de coïncidences triples sur coïncidences doubles.
Le dispositif objet de l'invention est facilement automatisable, ce qui permet de limiter l'intervention d'opérateurs à proximité du liquide radioactif. En effet, la translation du capillaire, la commande de l'unité de pompage et celle du module de mesure peut être automatisée. Cela contribue à diminuer la dosimétrie du personnel intervenant.

Claims

REVENDICATIONS
1. Dispositif (1) destiné à mesurer l'activité d'un liquide radioactif (2), comportant :
- un module de détection (10), s'étendant autour d'une chambre de mesure (3), destinée à contenir le liquide, le module de détection étant configuré pour détecter un rayonnement ionisant émis dans la chambre de mesure et pour émettre un signal de détection dépendant d'une quantité de rayonnement détecté ;
- une unité de traitement (40), reliée au module de détection, et programmée pour estimer une activité du liquide radioactif à partir du signal de détection ; le dispositif étant caractérisé en ce que
- le module de détection comporte :
• un détecteur scintillateur (11), solide, configuré pour produire des photons de scintillation lorsqu'il est exposé au rayonnement ionisant, le détecteur scintillateur s'étendant autour de la chambre de mesure ;
• au moins deux photodétecteurs (15), optiquement couplés au détecteur scintillateur, chaque photodétecteur étant configuré pour détecter des photons de scintillation et générer un signal de détection dépendant de la quantité de photons de scintillation détectés;
- le dispositif comporte un capillaire (3), s'étendant autour d'un axe longitudinal (A), et délimitant un espace interne destiné à contenir le liquide radioactif, le capillaire étant agencé pour être disposé dans une position de mesure, dans laquelle le détecteur scintillateur s'étend autour de l'espace interne du capillaire, le capillaire formant la chambre de mesure.
2. Dispositif selon la revendication 1, dans lequel le détecteur scintillateur s'étend autour du capillaire.
3. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel le détecteur scintillateur forme une paroi du capillaire.
4. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel :
- une ouverture (13), est pratiquée à travers le détecteur scintillateur (11), le long de l'axe longitudinal (A); le capillaire s'étend à travers l'ouverture lorsqu'il est disposé dans la position de mesure.
5. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel chaque photodétecteur s'étend autour d'un axe de détection (6i, 62, 63), sécant de l'axe longitudinal.
6. Dispositif selon la revendication 5, dans lequel les axes de détection respectifs de chaque photodétecteur sont coplanaires.
7. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 5 ou 6 dans lequel les axes de détection respectifs (61, 62, 63) de chaque photodétecteur (15) sont régulièrement espacés angulairement les uns des autres, autour de l'axe longitudinal.
8. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 4 à 7, dans lequel le détecteur scintillateur (11) comporte une portion centrale sphérique ou cylindrique ou polyédrique (11'), traversée par l'ouverture (13).
9. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel chaque photodétecteur (15) est optiquement couplé au détecteur scintillateur (11) par une face plane (12).
10. Dispositif selon la revendication 9 et la revendication 8, dans lequel le détecteur scintillateur s'étend, à partir de l'ouverture, jusqu'à au moins une face plane (12), de façon que le détecteur scintillateur comporte la portion centrale (11'), autour de l'ouverture, et au moins une face plane.
11. Dispositif selon la revendication 10, dans lequel le détecteur scintillateur (11) comporte autant de faces planes (12) que de photodétecteurs.
12. Dispositif selon la revendication 9, comportant un matériau transparent aux photons de scintillation, s'étendant entre le détecteur scintillateur et au moins une face plane.
13. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, comportant un détecteur spectrométrique (17), s'étendant face au capillaire, et relié à l'unité de traitement (40), l'unité de traitement étant configurée pour détecter une présence d'impuretés, dans le liquide, à partir de pics de fluorescence X dans un spectre généré par le détecteur spectrométrique.
4. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, comportant une unité de translation motorisée (4), configurée pour déplacer, en translation, le capillaire, selon l'axe longitudinal, de façon que le capillaire peut passer entre la position de mesure, face au détecteur scintil lateur, à au moins une position de prélèvement, la position de prélèvement étant décalée, selon l'axe longitudinal, par rapport à la position de mesure. 5. Dispositif selon la revendication 14, comportant une unité de pompage (21), configurée pour :
- admettre, dans la position de prélèvement, le liquide dans l'espace interne du capillaire lorsque le capillaire est en contact avec une solution contenue dans un réservoir, le liquide contenu dans le capillaire constituant un échantillon de ladite solution ;
- et/ou refouler le liquide de l'espace interne du capillaire. 6. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel le capillaire comporte une face interne, délimitant l'espace interne, la face interne étant hydrophobe. 7. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel
- le signal de détection résultant de chaque photodétecteur comporte des impulsions, chaque impulsion résultant d'une interaction d'une particule, formant le rayonnement ionisant, dans le détecteur scintil lateur ;
- l'unité de traitement comporte un circuit de détection de coïncidences (16), configuré pour détecter des impulsions détectées en coïncidence temporelle par au moins deux photodétecteurs ;
- l'unité de traitement (40) est programmée pour estimer l'activité en fonction d'une quantité d'impulsions détectées en coïncidence temporelle. 8. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, comportant une caméra d'observation (30), agencée pour visualiser le capillaire lorsque le capillaire occupe une position d'observation, décalée de la position de mesure, l'unité de traitement étant programmée pour estimer un volume de liquide dans le capillaire en fonction d'une image fournie par la caméra d'observation. 9. Procédé d'estimation d'une activité d'un liquide à l'aide d'un dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, comportant les étapes suivantes a) introduction d'un échantillon liquide (2) dans le capillaire (3) ; b) disposition du capillaire dans la position de mesure ; c) acquisition de signaux de détection par chaque photodétecteur (15) ; d) en fonction des signaux de détection acquis, estimation de l'activité de l'échantillon liquide, présent dans le capillaire, à l'aide de l'unité de traitement.
20. Procédé selon la revendication 19, dans lequel le dispositif est un dispositif selon la revendication 14, et dans lequel :
- lors de l'étape a), le capillaire occupe une position de prélèvement, au contact d'un réservoir comportant le liquide ;
- entre l'étape a) et l'étape b), le capillaire est déplacé par l'unité de translation de la position de prélèvement vers la position de mesure.
21. Procédé selon la revendication 20, dans lequel
- le dispositif est un dispositif selon la revendication 15 ;
- lors de l'étape a), l'unité de pompage est activée, de façon à aspirer une partie du liquide, présente dans le réservoir, vers le capillaire.
22. Procédé selon l'une quelconque des revendications 19 à 21, dans lequel l'étape d) comporte :
- détection, dans les signaux de détection, d'impulsions émises en coïncidence temporelle, par deux photodétecteurs, dites coïncidences doubles ;
- prise en compte d'un rendement de détection relatif aux coïncidences doubles (£D);
- détermination de l'activité à partir d'un nombre de coïncidences doubles détectées par unité de temps et du rendement de détection relatif aux coïncidences doubles.
23. Procédé selon la revendication 22, dans lequel
- le dispositif comporte trois photodétecteurs
- le rendement de détection relatif aux coïncidences doubles est calculé à partir d'un ratio entre
• un nombre d'impulsions émises, dans les signaux de détection, en coïncidence temporelle, par trois photodétecteurs, dites coïncidences triples ; le nombre de coïncidences doubles.
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