FR2831960A1 - Procede et installation pour la mesure d'un flux de radiations ionisantes et de la dose absorbee - Google Patents
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Abstract
La présente invention concerne un procédé et une installation de mesure simultanée du flux de radiations ionisantes, d'énergie supérieure à quelques keV et de la dose de rayonnement reçus par un corps exposé à ces radiations.Procédé caractérisé en ce qu'il consiste, tout d'abord, à soumettre un capteur (2) semi-conducteur fonctionnant en mode impulsionnel au rayonnement devant être appliquée audit corps (1) pendant la durée prévue pour l'exposition dudit corps (2) et en le disposant à l'emplacement prévu pour ce dernier, à enregistrer un premier spectre en énergie des radiations incidentes au niveau dudit capteur (2), puis à mettre en place ledit corps (1) entre la source de rayonnement (3) et le capteur (2), à soumettre ensuite ledit corps (1) audit rayonnement pendant la durée prédéfinie et à enregistrer un second spectre en énergie des radiations incidentes au niveau dudit capteur (2), à calculer un spectre en énergie différentiel à partir desdits premier et second spectres et à le segmenter par intervalles d'énergie, et, enfin, à déterminer, d'une part, la dose de rayonnement totale absorbée par le corps (1) par sommation des doses élémentaires calculées pour chacun des intervalles précités dudit spectre différentiel et, d'autre part, le flux émis à partir du premier spectre en énergie enregistré.
Description
caractérisé en ce que le fluorophore est 1'AEDANS.
-/ 33:
DESCRIPTION
La présente invention concerne le domaine de mesure des rayonnements ionisants, en particulier de radiations émises par les tubes de rayons X. Elle a pour objet un procédé et une installation pour la mesure simultanée du flux de particules directement et indirectement ionisantes, ainsi que la dose absorbée, découlant de l'action de ce rayonnement sur un corps, notamment un organisme vivant. Ces mesures sont, selon l'invention,
avantageusement déterminces en fonction de l'énergie des photons.
La présente invention concerne de manière générale la détermination simultanée du flux de radiations particulaires ou photoniques et de la dose absorbée en fonction de l'énergie des rayonnements ionisants, de toute énergie. Elle est. toutefois, décrite plus particulièrement, mais non limitativement, en relation avec les rayons X. En effet, ces derniers sont couramment utilisés pour pratiquer des examens médicaux, au cours desquels les patients, ainsi que le personnel opératoire, sont soumis à des doses de radiations élevées dont il y a lieu de connatre les caractéristiques et la valeur de manière fiable et complète. Ainsi, les normes nationales françaises, européennes, voire internationales rendent obligatoires les mesures de certains paramètres des installations de rayons X, notamment de celles utilisées pour des investigations médicales (voir à ce sujet: S. Green et al., Applied Radiation
and Isotopes, 50, 1999, 137-152).
En particulier, trois paramètres fondamentaux doivent obligatoirement être vérifiés périodiquement, idéalement pour chaque examen. Ce sont: - la haute tension appliquée au tube générateur de rayons X; - le flux des radiations émises par le tube et tombant sur la zone d'observation; - la dose des radiations X reçue par le patient ou le personnel
présent durant l'examen médical.
Actuellement, différentes techniques sont couramment utilisces pour effectuer séparément ces trois types de mesures et évaluer les valeurs - 2 des paramètres, ce en mettant en _uvre des appareils différents (kVp mètre,
flux mètre, dosimètre), les rendant ainsi extrêmement fastidieuses.
De plus, la dose délivrée par les rayons X et la dose absorbée par le patient ne sont généralement pas mesurées directement, mais déduites des doses absorbées dans un matériau ou une matière différent(e) des tissus humains, ce qui entrane nécessairement des approximations résultant des
différences dans les coeffcients d'absorption.
Il est rappelé que la dose absorbée par la matière en un point est défnie comme étant le quotient de l'énergie cédée à un volume de matière
autour de ce point par la masse du volume de cette matière.
D'une manière générale, les interactions des radiations indirectement ionisantes dans la matière conduisent à leur atténnation par différents phénomènes: - effet photoélectrique caractérisé par le coefficient T. l 5 - effet Compton coeffcient a, - diffusion cohérente coeffcient coh, production de paires coeffcient K (pour mémoire dans le
cas des X).
Le transtert d'énergie à la matière est caractérisé par un coefficient massique pk/ p = dEk/ Ep. dl, avec dEk: somme des énergies cinétiques de toutes les particules chargées libérées dans l'épaisseur de
matière dl.
Cette énergie kansférée rapportée à la masse de matière étant nommée le kerma K, avec: K = F /Q (F = fluence d'énergie) ou K = Ek/ Am La dose absorbée dans la matière D est caractérise par un coeffcient massique d'énergie Uen/ p égal à (ilk/ p) (l-G), G étant la proportion d'énergie des particules secondaires chargées perdues par
rayonnement de freinage.
Ainsi, D = F. Ren/ p et, à l'équilibre électronique et si les pertes par rayonnement de freinage sont négligeables, D = K. Dans le domaine des rayons X utilisés en médecine (rayons crcés par des électrons accélérés par des tensions entre 30 et lSO kV), c'est pratiquement l'effet photoélectrique seul qui conduit à la dose absorbée
dans la matière.
Or, il est actuellement difficile de mesurer exactement la dose délivrée par les rayons X et il faut la déduire de la dose absorbée dans un matériau autre que le corps humain alors que dans la gamme d'énergie utilisée pour les examens médicaux par rayons X, les réponses varient considérablement. Généralement, on utilise un matériau dans lequel il est possible de lier l'interaction du rayonnement à un phénomène électrique ou à une réacti on chimique. Parmi ce s modes de détecti on, on peut citer l ' i oni s ation de l'air (mesure de la charge électrique collectée dans un volume donné), d'un gaz particulier ou d'un solide approprié (comptage des impulsions électriques créées par les interactions), la création d'une image latente dans une émulsion sensible aux particules chargées venant de l'extérieur ou créces à l' intérieur de l' émulsion, la mesure différée de l' énerg ie cédée à un matériau thermoluminescent, etc. Cependant, comme tout matériau a son propre coefficient d'absorption (sensiblement proportionnel à la puissance 4 de son numéro atomique), le résultat de la mesure doit être corrigé si l'on veut obtenir une
valeur se rapprochant de la valeur dans le corps humain.
De surcro^t, en fonction de l'énergie du rayonnement, la réponse peut varier dans un large domaine (généralement surestimée aux
énergies basses) suivant la valeur du coefficient photoélectrique.
En général, il est fait référence à un étalonnage avec une source radioactive émettant des rayonnements d'énergie de l'ordre du Mev. On conçoit aisément que la valeur donnce dans un champ de rayonnement de faible énergie soit sensiblement différente, et que le détecteur y soit sensible. Pour obtenir une valeur de dose absorbée dans les tissus vivants, plusieurs conditions sont donc nécessaires à savoir, en particulier: calibrer le détecteur dans des champs de rayonnement bien caractérisés en énergie émise, fltration du détecteur pour l'affranchir des réponses
excessives par rapport au corps humain.
Par ailleurs, il convient de noter que le spectre d'émission des rayons X dans un tube est un spectre large en énergie, de ce fait les effets biologiques des différents photons X sont très différents suivant ladite énergie. La plupart des installations de mesure actuelles ne permettant pas d'apprécier pleinement ce fait, car fonctionnant le plus souvent en 4 photocourant généré, ce qui ne permet pas de distinguer les effets des . ..
energles mlses enJeu.
Enfin, le détecteur étant disposé dans la zone d'examen du patient et étant opaque aux rayons X, il perturbera nécessairement les
s résultats de l'examen à réaliser.
La présente invention a pour but de pallier au moins certains des inconvénients précités et notamment de permettre une mesure aisée, précise et fiable de la dose absorbée et du flux émis avec un méme
dispositif de mesure.
A cet effet, l'invention a pour principal objet un procédé de mesure simultanée du flux de radiations ionisantes (typiquement, mais non limitativement, d'énergie supérieure à quelques keV) et de la dose absorbée des rayonnements recus par un corps exposé à ces radiations, caractérisé en ce qu'il consiste, tout d'abord, à soumettre un capteur semi-conducteur fonctionnant en mode impulsionnel au rayonnement devant être appliqué audit corps pendant la durée prévue pour l'exposition dudit corps et en le disposant à l'emplacement prévu pour ce dernier, à enregistrer un premier spectre en énergie des radiations incidentes au niveau dudit capteur, puis à mettre en place ledit corps entre la source de rayonnement et le capteur, à soumettre ensuite ledit corps audit rayonnement pendant la durée prédéfinie et à enregistrer un second spectre en énergie des radiations incidentes au niveau dudit capteur, à calculer un spectre en énergie différentiel à partir desdits premier et second spectres et à le segmenter par intervalles d'énergie, et, enfin, à déterminer, d'une part, la dose de rayonnement totale absorbée par le corps par sommation des doses élémentaires calculées pour chacun des intervalles précités dudit spectre différentiel et, d'autre part, le
flux émis à partir du premier spectre en énergie enregiské.
Ainsi, conformément à l'invention, un capteur est placé directement dans le flux intense de rayons X. Ce capteur est associé à un dispositif électronique (formant avec ledit capteur une installation de mesure) qui exploitera les signaux du capteur et fournira le spectre d'énergie (nombre de photons ou de particules analogues en fonction de l'énergie du
faisceau de radiations incidentes.
Cet ensemble de mesure transmettra ensuite à une mémoire la 3s répartition du nombre de photons ou de particules analogues accumulés pendant un temps donné en fonction de l'énergie associce auxdites particules. Plus précisément, chaque dose élémentaire est calculée en fonction des valeurs d'énergie moyennes des intervalles d'énergie compartimentant le spectre différentiel concerné et des coefficients massiques d'énergie relatifs à chacune de ces valeurs d'énergie moyennes, compte tenu de la nature des matières formant le corps ou la région du corps soumis audit rayonnement, le spectre en énergie étant avantageusement subdivisé en 5 à 30 intervalles, prétérentiellement en
environ 10.
Avantageusement, le procédé pourra également consister à déterminer, notamment pour un rayonnement de type X, la tension maximale du tube émetteur formant la source 3 à partir du premier spectre enregistré. Ainsi, l' invention permettra par deux mesures effectuées avec le même dispositif de déterminer de manière précise les valeurs des kois
paramètres fondamentaux.
Afin de perrnettre un fonctionnement du capteur en mode impulsionnel (et non pas comme dans l'état de la technique en mode courant), permettant l'acquisition d'un spectre en énergie, il y a lieu de réduire très fortement le flux de radiations incidentes au niveau dudit
capteur.
Pour ce faire, il est possible soit de n'autoriser qu'une partie déterminée des radiations émises à atteindre ledit capteur, soit de les faire
diffuser sur un support adapté.
Dans le premier cas (arrivée directe), on obtiendra le spectre exact (aux corrections d'efficacité près) et, dans le second cas, le spectre diffusé qui permettra sous une observation angulaire précise et connue de
remonter au spectre direct (formule de Klein-Nishina).
Néanmoins, cette dernière approche indirecte nécessitant une reconstitution du spectre initial, devant lui-méme étre corrigé par la courbe d'efficacité du détecteur, elle sera écartée du fait des causes d'erreurs trop importantes. Ains i, sel on un mode de réalisation préféré de l' invention, un collimateur limitant les radiations incidentes est associé audit capteur et ce dernier et ledit collimateur sont disposés de telle manière que ledit capteur soit directement exposé audit rayonnement et que les photons ou particules incident(e) s entrent en contact avec lui es sentiell ement au niveau de l'une de ses électrodes ou par la tranche, notamment en fonction de sa structure et - 6 des géométries, de manière à obtenir une absorption la plus complète
possible des radiations incidentes frappant le capteur.
Pour favoriser cette dernière, le matériau constituant le capteur présente un numéro atomique élevé, préférentiellement supérieur ou égal à au moins 30, possède une largeur de bande interdite d'au moins 1,1 eV et
fait état d'une vitesse élevée de collecte des charges photogénérées.
Avantageusement, le matériau constitutif du capteur est choisi dans le groupe formé par le tellurure de cadmium (CdTe), le tellurure de cadmium et de zinc (CdZnTe), le silicium (Si), l'arséniure de gallium
(AsGa) et l'iodure de mercure (HgI2).
Le procédé selon l'invention repose, par conséquent, sur deux s équenc e s d e me sure i denti qu e s et sur de s op érati on s mathém ati que s simples consécutives exploitant les résultats collectés pendant les deux
séquences précitées.
Ainsi, dans le cadre de la détermination des kois paramètres fondamentaux précités, en relation avec un examen aux rayons X d'un patient, il peut être prévu que, dans un premier temps, le capteur, associé aux moyens électroniques et informatiques adéquats, enregistre le spectre en énergie à l'emplacement o sera placé le patient à examiner pendant le
temps correspondant à l'examen prévu.
Le spectre est mis en mémoire et la tension maximale du tobe générateur de rayons X peut être déduite de l'énergie maximale relevée sur
le spectre mémorisé.
Pendant le déroulement de l'examen, le capteur enregistre le nouveau spectre, c'est-à-dire celui qui correspond au spectre en énergie transmise. Un traitement mathématique permet ensuite de constituer le spectre d'énergie "différence", soit le nombre de photons absorbés par le
patient ("jouant le rôle d'écran").
Par un autre traitement, ce dernier spectre sera découpé en "tranches": nombre de photons Ni dans un intervalle à définir dE autour
d'une énergie déterminée Ei.
La dose absorbée élémentaire dans une tranche d'énergie dE par le tissu humain (à définir suivant la règle à fxer par la réglementation: tissu mou, tissu osseux, organe) sera obtenue comme le produit de Ei par
le coefficient pen/ p relatif à cette énergie.
- 7 La somme de ces doses élémentaires sur l'ensemble du spectre
différentiel donnera la dose absorbée par le patient au cours de l'examen.
Il convient de noter que cette mesure et ce traitement constituent le résultat le plus exact de la valeur de la dose (totale), puisqu'il découle directement de la définition de cette dernière. La présente invention a également pour objet une installation pour la mise en _uvre du procédé de mesure décrit ci-dessus, caractérisée en ce qu'elle comprend, d'une part, un capteur semi-conducteur fonctionnant en mode impulsionnel et, d'autre part, des moyens de conversion et d'acquisition des signaux de mesure délivrés par le capteur, d'enregistrement d'un premier et d'un second spectres en énergie pendant des durées d'exposition déterminées, notamment similaires, respectivement en l'absence et en présence d'un corps absorbant intermédiaire, de détermination du flux de rayonnement reçu par ledit corps et de calcul de la dose reçue par ce dernier, ces moyens étant associés à, ou au moins en partie compris dans, une unité informatique pilotant au moins ledit procédé
de mesure, par l'intermédiaire d'un logiciel adapté.
La présente invention sera mieux comprise, grâce à la
description ci-après, qui se rapporte à un mode de réalisation prétéré, donné
à titre d'exemple non limitatif, et expliqué avec référence au dessin schématique annexé, dans lequel la figure unique représente de manière schématique une installation de mesure selon l' invention, installée en association avec un appareil d'examen par rayons X (seul le tube générateur
est représenté) d'un patient (représenté partiellement en traits interrompus).
2 5 Comme le montre la figure du dessin annexé, l' installation de mesure comprend essentiellement, d'une part, un capteur 2 semi-conducteur fonctionnant en mode impulsionnel et, d'autre part, des moyens 5, 6 de conversion et d'acquisition des signaux de mesure délivrés par le capteur 2, d'enregistrement d'un premier spectre en énergie et d'un second spectre en énergie pendant des durces d'exposition déterminées, notamment similaires, respectivement en l'absence et en présence d'un corps 1 absorbant intermédiaire, de détermination du flux de rayonnement reçu par ledit corps 1 et de calcul de la dose reçue par ce dernier, ces moyens étant associés à ou au moins en partie compris dans une unité informatique 6 pilotant au moins
ledit procédé de mesure.
Afin de permettre un enregistrement du spectre en énergie en direct, un collimateur 4 limitant la quantité de radiations incidentes, par - 8 exemple le nombre de photons ou d'électrons, est associé au capteur 2 et ce dernier et ledit collimateur 4 sont positionnés de telle manière que les radiations incidentes frappant ledit capteur 2 sont reçues par ce dernier dans
une zone épaisse à champ élevé.
Cette zone a notamment été identifiée dans le document "Spectroscopic performance of newly designed CdTe detectors", Nuclear Instruments and Methods in Physics Research, A 458 (2001), 233-241, dont
le contenu est intégré à la présente par rétérence.
Ce collimateur 4, réalisé de manière connue, devra permettre de réduire les intensités des rayons incidents et ce sans altération, c'est-à-dire en limitant les phénomènes de diffusions ou d'excitation de fluorescence sur ses parois. Ceci permettra de ramener les taux de comptage à des valeurs compatibles avec les possibilités de mesure spectroscopique par l'électronique analogique à faible bruit 5 (réalisant l'acquisition et la
conversion des signaux du capteur), actuellement de l'ordre de 500 kHz.
Le capteur semi-conducteur 2 correctement collimaté permettra donc d'enregistrer grâce à une électronique de très faible bruit et un analyseur multicanaux (par exemple monté sur un ordinateur individuel ou P.C.), le spectre précis des rayons X tombant sur la zone o est placé ledit capteur ou détecteur. Ce spectre devra éventuellement être corrigé par le coeffcient d' efficacité du capteur 2 en fonction de l' énergie ( étalonnage
préalable conservé dans le PC).
Conformément à un mode de réalisation prétéré de l' invention, l'arrangement et le positionnement du capteur 2 et du collimateur 4 sont tels 2 5 que les photons ou particul es incident(e) s entrent en contact avec lui essentiellement au niveau de l'une de ses électrodes 2' ou par la tranche 2",
notamment en fonction de sa structure et de la géométrie.
Un facteur important pour la réalisation de l'invention, et notamment sa mise en _uvre pratique, est la sélection des caractéristiques
et des propriétés du capteur 2 mis en _uvre.
Ainsi, en ce qui concerne le matériau constitutif de ce dernier, on choisira pour de s rai sons de commodité des matéri aux s emi- conducteurs
fonctionnant correctement à température ambiante.
D'autres critères devront également être vérifiés par le matériau à retenir, à savoir: - posséder un numéro atomique assez important (2 30) pour permettre une grande efficacité de détection, afin de limiter au maximum les facteurs de correction des spectres enregistrés; - posséder une largeur de bande interdite suffisante pour pouvoir fonctionner à température ambiante, soit au moins 1,1 eV; - résister à des flux intenses de rayonnements dans la durée; - avoir des vitesses de collecte des charges photogénérées élevées pour ne pas perdre des porteurs par recombinaison
ou piégeage.
Dans l'état actuel du développement technologique et de la disponibilité des semi-conducteurs, seuls les matériaux suivants seront considérés: tellurure de cadmium (CdTe), tellurure de cadmium et de zinc ("CZT"), silicium ou arséniure de gallium pour les énergies relativement ,
peu elevees.
Il est évident pour l'homme du métier que cette situation pourra
sans doute évoluer dans le futur (par exemple avec HgI2).
En plus du matériau constitutif, il y a également lieu de définir la meilleure structure possible pour le capteur 2. Certains critères devront étre remplis, parmi ceux-ci les plus importants sont: - absorber les rayonnements dans la zone de sensibilité maximal e du capteur, c'est- àdire l a zone o règne un champ électrique intense; - posséder un champ électrique intense de manière à collecter très rapidement les charges photogénérées avant leur recombinaison et sans qu'apparaisse un effet de polarisation diélectrique; - avoir un courant d'obscurité et un niveau de bruit les plus faibles possibles pour permettre d'enregistrer des spectres avec une bonne résolution énergétique;
- permettre une spectrométrie de haute résolution.
Suivant la nature du semi-conducteur, plusieurs approches technologiques seront possibles. Dans le cas du CdTe ou du CZT, on préfèrera les trois structures suivantes pour le capteur 2: - structure plane irradiée soit par l'une des électrodes planes 3s (celle o règne le champ électrique le plus fort), soit par la tranche, perpendiculairement ou suivant un certain angle; - 10 - structure hémisphérique ou dite en forme de "U" (non représentée), dans laquelle le champ sera logarithmique au voisinage de l'électrode de collecte, donc très intense et assurant de ce fait une collecte à la fois importante et rapide des charges, conduisant à une bonne efficacité de détection et une bonne résolution en énergie; structure dite "pixélisée" (non représentée), permettant d'avoir un champ électrique, et également très favorable à
une bonne efficacité et résolution en énergie.
A partir des spectres établis par l'intermédiaire du capteur 2 et des moyens 5, 6, il est en particulier possible d'extraire trois paramètres qui intéressent prioritairement le milieu médical, à savoir: - la tension maximale du tube de rayons (kVp)qui sera l'intersection du spectre en énergie enregistré pour des flux nuls (courbe flux en fonction de 1'énergie multiplié par le coefficient liant la tension à l'énergie X, l'énergie maximale des rayons X, lue directement sur le spectre enregiské;
- le nombre de photons avec leur énergie.
A partir de ces données on pourra directement conna^'tre la dose
de rayonnement arrivant à l'endroit o se situe le capteur 2.
En effet, à l'heure actuelle, en utilisant les appareils conventionnels, cette dose est difficile à mesurer par suite de l'intensité très grande des flux, de sorte que la mesure des courants photogénérés ne
permet pas de remonter à l'énergie des photons X qui les ont générés.
D ans le cas de l' invention, le sp ectre en énergie enregistré dans la mémoire de l'ordinateur 6 pourra être décomposé en un certain nombre de domaines énergétiques (leur nombre dépendra de la précision souhaitée dans les mesures), généralement une dizaine de zones sera largement
suffisant, du moins pour les équipements X conventionnels.
A partir du nombre de photons d'énergie connue tombant sur le patient 1, on pourra, en utilisant les "facteurs de qualité" liés aux effets biologiques connus des rayonnements sur les tissus du corps humain dans la zone d'intérêt, calculer un équivalent à la dose reçue en additionnant
l'ensemble des différentes zones choisies.
Il sera même possible d'affiner les mesures de ces équivalents de doses suivant les organes sous inspection, puisqu'il sera possible de - 11 choisir à chaque fois le coefficient de conversion du flux de photons en
dose (ce n'est pas le méme dans les poumons et les os par exemple).
Il convient de noter que le procédé décrit ci-dessus essentiellement pour les mesures des doses de rayons X, peut étre étendu à d'autres sources d'irradiation intenses ou non, pour autant qu'il soit possible d'obtenir un fonctionnement en mode impulsionnel pour le comptage des rayonnements. B ien entendu, l' invention n' est pas limitée au mode de réalisation décrit et représenté au dessin annexé. Des modifcations restent l O possibles, notamment du point de vue de la constitution des divers éléments ou par substitution d'équivalents techniques, sans sortir pour autant du
domaine de protection de l'invention.
-12
Claims (12)
1. Procédé de mesure simultanée du flux de radiations ionisantes et de la dose absorbée de rayonnements reçus par un corps exposé à ces radiations, caractérisé en ce qu'il consiste, tout d'abord, à soumettre un capteur (2) semi-conducteur fonctionnant en mode impulsionnel au rayonnement devant étre appliqué audit corps (1) pendant la durce prévue pour l'exposition dudit corps (2) et en le disposant à l'emplacement prévu pour ce dernier, à enregistrer un premier spectre en énergie des radiations incidentes au niveau dudit capteur (2), puis à mettre en place ledit corps (1) entre la source de rayonnement (3) et le capteur (2), à soumettre ensuite ledit corps (1) audit rayonnement pendant la durée prédéfnie et à enregistrer un second spectre en énergie des radiations incidentes au niveau dudit capteur (2), à calculer un spectre en énergie différentiel à partir desdits premier et second spectres et à le segmenter par intervalles d'énergie, et, enfin, à déterminer, d'une part, la dose de rayonnement totale absorbée par le corps (1) par sommation des doses élémentaires calculées pour chacun des intervalles précités dudit spectre différentiel et, d'autre part, le flux émis à partir du premier spectre en .,
énerge enregstre.
2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que chaque do se élémentaire est calculée en fonction des valeurs d' énergie moyennes des intervalles d'énergie compartimentant le spectre différentiel concerné et des coefficients massiques d'énergie relatifs à chacune de ces valeurs d'énergie moyennes, compte tenu de la nature des matières formant le corps (1) ou la région du corps (1) soumis audit rayonnement, le spectre en énergie étant avantageusement subdivisé en 5 à 30 intervalles,
préférentiellement en environ 10.
3. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 et 2,
caractérisé en ce qu'il consiste à déterminer, notamment pour un rayonnement de type X, la tension maximale du tobe émetteur formant la
source (3) à partir du premier spectre enregistré.
4. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 3,
caractérisé en ce qu'un collimateur (4) limitant les radiations incidentes est associé audit capteur (2) et en ce que ce dernier et ledit collimateur (4) sont disposés de telle manière que ledit capteur (2) soit directement exposé audit -13 rayonnement et que les photons ou particules incident(e)s entrent en contact avec lui essentiellement au niveau de l'une de ses électrodes (2') ou
par la tranche (2"), notamment en fonction de sa structure et des géométries.
5. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 4,
caractérisé en ce que le matériau constituant le capteur (2) présente un numéro atomique élevé, préférentiellement supérieur ou égal à au moins 30, possède une largeur de bande interdite d'au moins 1,1 eV et fait état d'une
vitesse élevée de collecte des charges photogénérées.
6. Procédé selon la revendication 5, caractérisé en ce que le matériau constitutif du capteur (2) est choisi dans le groupe formé par le tellurure de cadmium (CdTe), le tellurure de cadmium et de zinc (CdZnTe),
le silicium (Si), l'arséniure de gallium (AsGa) et l'iodure de mercure (HgI2).
7. Installation pour la mise en _uvre du procédé de mesure
selon l'une quelconque des revendications 1 à 6, caractérisée en ce qu'elle
comprend, d'une part, un capteur (2) semi-conducteur fonctionnant en mode impulsionnel et, d'autre part, des moyens (S. 6) de conversion et d'acquisition des signaux de mesure délivrés par le capteur (2), d'enregistrement d'un premier et d'un second spectres en énergie pendant des durées d'exposition déterminées, notamment similaires, respectivement en l'absence et en présence d'un corps (1) absorbant intermédiaire, de détermination du flux de rayonnement reçu par ledit corps (1) et de calcul de la dose reçue par ce dernier, ces moyens étant associés à, ou au moins en partie compris dans, une unité informatique (6) pilotant au moins ledit
procédé de mesure.
8. Installation selon la revendication 7, caractérisée en ce qu'un collimateur (4) limitant la quantité de radiations incidentes, par exemple le nombre de photons ou d'électrons, est associé au capteur (2) et en ce que ce dernier et ledit collimateur (4) sont positionnés de telle manière que les radiations incidentes frappant ledit capteur (2) sont reçues par ce dernier
dans une zone épaisse à champ élevé.
9. Installation selon la revendication 8, caractérisée en ce que l'arrangement et le positionnement du capteur (2) et du collimateur (4) sont tels que le s photons ou p articules incident( e) s entrent en contact avec lui essentiellement au niveau de l'une de ses électrodes (2') ou par la tranche
(2"), notamment en fonction de sa structure et de la géomékie.
10. Installation selon l'une quelconque des revendications 7 à 9,
caractérisce en ce que le matériau constituant le capteur (2) présente un -14- numéro atomique élevé, préférentiellement supérieur ou égal à au moins 30, possède une largeur de bande interdite d'au moins 1,1 eV et
fait état d'une vitesse élevée de collecte des charges photogénérées.
11. Installation selon la revendication 10, caractérisce en ce que le matériau constitutif du capteur (2) est choisi dans le groupe formé par le tellurure de cadmium (CdTe), le tellurure de cadmium et de zinc (CdZnTe), le silicium (Si), l'arséniure de gallium (AsGa) et de l'iodure de mercure (HgI2)
12. Installation selon l'une quelconque des revendications 7 à
11, caractérisée en ce que le capteur (2) présente une structure et une configuration choisies dans le groupe formé par une structure plane, une
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Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3122640A (en) * | 1960-05-13 | 1964-02-25 | Preston V Murphy | Method and apparatus for measuring the dosage of x-rays and gamma rays |
| US4458358A (en) * | 1982-01-08 | 1984-07-03 | Thomson-Csf | Reference detector device for a multidetector tomodensitometer and tomodensitometer comprising such a device |
| US5635714A (en) * | 1994-03-21 | 1997-06-03 | Trygon, Inc. | Data reduction system for real time monitoring of radiation machinery |
Family Cites Families (2)
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| US5256879A (en) * | 1991-10-10 | 1993-10-26 | Clemson University | Microdosimetry radiation analysis method and device |
| SE505925C2 (sv) * | 1996-09-25 | 1997-10-27 | Ragnar Kullenberg | Metod och anordning för att detektera och analysera röntgenstrålning |
-
2001
- 2001-11-02 FR FR0114233A patent/FR2831960B1/fr not_active Expired - Fee Related
-
2002
- 2002-10-24 US US10/279,049 patent/US20030085357A1/en not_active Abandoned
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
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| US20030085357A1 (en) | 2003-05-08 |
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