La mise en œuvre de la méthode de correction de densité PBC- BM Le but de cette partie est d’assurer le passage de l’algorithme de calcul de dose PBC

sans correction au PBC avec la méthode de correction de densité par Batho Modifié (PBC – BM).

1). Principe de méthode de normalisation de dose

Nous avons proposé une méthode de normalisation de dose, que nous avons nommée la méthode d’UM fixe. Le principe de cette méthode est d’appliquer les unités moniteurs calculées par l’algorithme PBC sans correction pour recalculer la dose en utilisant la méthode de correction PBC-BM. Cette méthode représente les différences réelles entre PBC et la méthode de correction PBC-BM. Nous pouvons effectuer une comparaison réelle entre PBC sans correction et PBC-BM, parce que les géométries des faisceaux ne sont pas modifiées. Pour 8 patients, nous avons construit un plan N°5 selon cette méthode. Il repré sente la distribution de la dose « réellement » délivrée avec la planification PBC non corrigée. Ce plan permet de comparer la dose prescrite à l’isocentre à la dose « réelle » en cas de mise en œuvre de la méthode de correction BM dans le même contexte balistique.

Nous avons séparé l’échantillon de patient en deux groupes en fonction de la localisation des tumeurs. Le premier groupe comprend le thorax et le sein et le deuxième groupe l’ORL, l’encéphale et la prostate. Le but est de présenter le résultat le plus proche de la réalité pour chaque domaine de localisations au lieu de présenter les résultats globaux moins informatifs.

105 2). Evaluation dosimétrique de plans de traitement

Nous allons comparer les paramètres dosimétriques calculés dans le plan 2 (ref) et 5 (modifié). La différence en pourcentage pour tous les paramètres dosimétriques a été calculée par:

D = (DPlan2 -DPlan5)*100 / DPlan2.

Comparaison de la dose à l’isocentre : à partir du plan de traitement initial, nous avons d’abord calculé les UM par l’algorithme PBC sans prise en compte de la densité tissulaire. Ensuite, nous avons utilisé les nombres d’MU calculés par l’algorithme PBC pour recalculer la dose au centre du PTV (dose à l’isocentre) par la méthode de correction Batho modifiée (plan 5).

Comparaison du facteur de correction calculé : il a été calculé pour des faisceaux pénétrant le parenchyme pulmonaire. Nous avons défini ce facteur comme le rapport de la dose calculée par PBC-BM sur la dose calculée par PBC sans correction.

Comparaison de la répartition spatiale de la dose : nous avons comparé les points chauds, les isodoses 95% et 100%, les isodoses <95% (points froids), la dose calculée en 3D.

Comparaison de la distribution volumique de la dose : à partir des HDV cumulatifs du volume cible « PTV », nous avons comparé Dmax, Dmin et Dmoy sous dosage, surdosage et D95%. À partir des HDV différentiels du volume cible « PTV », nous avons comparé la position du pic et sigma. À partir des HDV cumulatifs pour les OAR nous avons comparé Dmin, Dmax, Dmoyen et les contraintes de dose V10, V13, V20 et V30 pour les poumons sains et nous avons comparé Dmin, Dmax et Dmoyen pour la moelle.

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III.3. 2. Evaluation dosimétrique du passage de l’algorithme Clarkson au PBC sans correction de densité

Le but de cette partie est d’assurer le passage de l’algorithme Clarkson à l’algorithme PBC sans correction.

1). Patients

Nous avons sélectionné quatre localisations de cancer: 1 poumon (patient N°5), 1 ORL (patient N°8), 1 crâne (patient N°10) et 1 pros tate (patient N°12). Nous allons présenter les résultats dosimétriques et statistiques. Ils comprennent les contourages des volumes (cibles et OAR), les unités moniteurs, la distribution spatiale de dose, la distribution volumique de dose et les quatre index de qualité.

2). Planification des traitements

Contourage des volumes cibles et des organes à risque : tous les contourages des volumes cibles des tumeurs et des organes à risque ont été faits avec le logiciel Imago^®. Ils ont ensuite été transférés aux logiciels de calcul de traitement Eclipse^® et Dosigray^®.

Construction des plans : pour chaque patient nous avons construit deux plans de traitement en radiothérapie conformationnelle 3D. La normalisation à 100% de la dose prescrite a été effectuée à l’isocentre pour tous les plans utilisés dans cette étude.

• Plan1 : représente le plan de référence. Nous avons utilisé les unités

moniteurs calculées dans ce plan pour irradier le patient. Dans ce plan, la dose a été calculée sans correction d’hétérogénéité avec Clarkson (modèle de calcul utilisé avant de passer à PBC en 2008). Dans ce plan, nous avons appliqué les critères d’acceptance décrits précédemment.

• Plan2 : représente le plan à comparer. Dans ce plan, la dose a été calculée sans correction d’hétérogénéité avec PBC.

Les différences en pourcentage : elles ont été calculées en utilisant : D = (DClarkson– DPBC sans correction)*100 / DClarkson .

Dans les tables reprenant les résultats dosimétriques et statistiques, les valeurs négatives signifient que les valeurs dosimétriques calculées par PBC sont supérieures aux valeurs calculées par Clarkson. Inversement, pour les valeurs positives, les valeurs dosimétriques calculées par Clarkson sont supérieures aux valeurs calculées par PBC sans correction.

3). Evaluation dosimétrique de plans de traitement

Comparaison des contourages des volumes cibles et les OAR: nous avons comparé les volumes calculés dans les deux TPS en cm³ pour les tumeurs et les OAR.

107 Comparaison de la répartition spatiale de la dose : nous avons comparé les points chauds, les lignes des isodoses 95% et 100%, les points froids et la dose maximale calculée en 3D.

Comparaison de la distribution volumique de la dose : à partir des HDV cumulatifs du volume cible « PTV » et des OAR : nous avons comparé D10, D20, D50, D90, D95, D100, Dmax, sous dosage, surdosage, V95 %, V105 % et V107%. Index de qualité dosimétriques : nous avons comparé les quatre index.

III.3. 3. Mise en œuvre de l’analyse statistique