2.4 Revue des prototypes récents
2.4.2 Détecteurs planaires 2D
Des dosimètres 2D composés d’une feuille scintillante plastique couplée à un volume eau- équivalent et transparent ont été développés par Petric et al., Frelin et al. et Collomb- Patton et al. [68, 69, 70]. La figure 2.7 illustre le montage expérimental typiquement utilisé dans ces travaux. Boon et al. [71, 72] ont aussi développé un système similaire pour la dosimétrie des faisceaux de protons.
Figure 2.7 – Une feuille scintillante plastique est couplée à un fantôme transparent fait en polystyrène. La scintillation émise est guidée au travers du fantôme, et est réfléchie vers une caméra CCD à l’aide d’un mirroir placé à 45◦. Tirée de [70]
Prototype de Petric et al.
Le détecteur développé par Petric et al. était constitué d’une feuille scintillante plastique bleue ayant une surface de 15 × 15 cm2 et une épaisseur de 5 mm. Le guide optique était formé d’un volume d’eau et d’un mirroir en PMMA. La lumière émise était mesurée à l’aide d’une caméra CCD monochrome opérée à une fréquence de 25 images par seconde. La précision du système optique était de 1.2 % pour une dose déposée de 50 cGy et il fut déterminé que la résolution spatiale du détecteur correspondait à des pixels de 0.52 mm × 0.55 mm dans le plan du scintillateur. Le détecteur était toujours utilisé avec le plan du scintillateur normal à la direction d’incidence des faisceaux. L’effet du rayonnement Čerenkov semble être traité de façon inadéquate dans ce travail [70]. En effet, la lumière présente dans le guide optique est attribuée à une diffusion optique, invariante spatialement, de la scintillation. Cet effet est corrigé en déconvoluant une fonction d’étalement du point aux images acquises. Petric et al. ont montré que le détecteur possédait d’excellentes caractéristiques générales telles qu’un comportement linéaire en fonction de la dose et une stabilité de 1.7 % sur une période de 6 mois. Le détecteur a été utilisé pour mesurer un plan d’IMRT composé de 5 faisceaux et les résultats ont montré un accord meilleur que 5 % avec la mesure d’un film [73].
Le DosiMap
Le détecteur DosiMap présenté à la figure 2.7 a été développé par Frelin et al. en 2008 [69]. Une version améliorée de ce prototype a ensuite été conçue par Collomb- Patton et al. en 2009 [70]. Dans les deux cas, le détecteur était composé d’une feuille scintillante rouge de 25 × 25 cm2 de surface, insérée dans un fantôme en polystyrène.
L’épaisseur de la feuille était de 1 mm dans le premier prototype et de 2 mm dans le second. Puisque l’intensité du rayonnement Čerenkov peut être jusqu’à trois fois plus importante que celle de la scintillation dans ce détecteur (en raison de la dimension du guide optique), un filtre optique était placé entre le scintillateur et le guide optique afin d’empêcher que les courtes longueurs d’onde du rayonnement Čerenkov excitent le scintillateur. Le DosiMap peut être utilisé selon deux orientations, la première avec l’axe central des faisceaux perpendiculaire au plan du scintillateur et la seconde avec l’axe central des faisceaux parallèle à la feuille scintillante.
Frelin et al. ont comparé les performances de la méthode spectrale et de la méthode de soustraction pour la correction de l’effet Čerenkov. La méthode de soustraction a été implémentée en insérant, entre le scintillateur et le guide optique, un filtre en damier 44
ayant des zones opaques et transparentes de 2 × 2 mm2 de surface. Les résultats ont montré que la méthode spectrale ne permettait pas de corriger adéquatement l’effet du rayonnement Čerenkov en raison de forte atténuation du polystyrène. L’équation2.5est alors incorrecte dans ces conditions. En utilisant la méthode de soustraction, Frelin et al. ont mesuré les distributions de dose produites par un champ latéral, un filtre en coin et un faisceau d’IMRT. Les résultats des tests gamma (3 %, 3 mm) ont montré que les taux de passage des pixels étaient de 85 ± 2 % en comparaison aux doses mesurées à l’aide de films radiographiques. Le second prototype du DosiMap développé par Collomb- Patton et al. a principalement permis d’améliorer les performances du système optique. En effet, le premier prototype nécessitait d’administrer un dose d’environ 40 cGy par image et d’acquérir 5 images afin d’obtenir une mesure. La précision du système était inférieure à 2 % pour une dose déposée de 200 cGy. Grâce à l’ajout d’une lentille de grande ouverture, le second prototype permettait désormais de lire la dose en temps réel avec un taux d’acquisition de 10 images par seconde. La précision du système était meilleure que 1 % pour les doses cumulées supérieures à 50 cGy. Collomb-Patton et al. ont montré que le dosimètre pouvait être utilisé pour mesurer des rendements en profondeur de faisceaux de photons et d’électrons de différentes énergies sans que les coefficients d’étalonnage ne soient modifiés. Il ont aussi montré que le dosimètre pouvait être utilisé pour mesurer des faisceaux complexes d’IMRT, bien que les résultats présentés sont peu quantitatifs.
Prototype de Boon et al.
Boon et al. ont développé un dosimètre 2D pour les faisceaux de protons qui consiste en un fantôme eau-équivalent dans lequel un écran scintillant inorganique (Gd2O2S :Tb)
d’une épaisseur de 0.4 µm est placé à la profondeur la plus élevée du fantôme et perpen- diculairement au faisceau [71,72]. Le montage utilisé est similaire à celui de la figure2.7
mais avec l’absence de matériaux rétro-diffusants sous le scintillateur. Cette absence n’a pas d’effet sur les doses mesurées car la probabilité de rétro-diffusion des protons est inférieure à 0.1 %. Les doses déposées à différentes profondeurs peuvent donc être me- surées en changeant l’épaisseur du fantôme. Il a été vérifié que les faisceaux de protons ne produisent pas de rayonnement Čerenkov ou de fluorescence dans le fantôme, ce qui implique que la lumière mesurée à la caméra CCD est uniquement la scintillation. Boon et al. ont choisi d’utiliser un scintillateur inorganique plutôt qu’un scintillateur plastique en raison de l’efficacité de scintillation plus élevée d’un facteur 20, de son ex- cellente homogénéité, et en raison du fait que le scintillateur n’est pas transparent à sa propre scintillation ce qui élimine l’effet d’étalement des points sources de lumière. Le
rapport signal-sur-bruit du dosimètre est égal à 100 pour une dose déposée de 1 Gy et sa résolution spatiale correspond à des pixels de 1.2 mm2 dans le plan du scintillateur.
Boon et al. ont montré que ce dosimètre 2D permet de mesurer les profils des faisceaux, les rendements en profondeur des faisceaux (et donc leur énergie), les effets de la pré- sence d’hétérogénéités dans le fantôme, et de détecter des erreurs d’administration tel que des faisceaux manquants.Une sous-réponse du scintillateur pouvant aller jusqu’à 10 % a cependant été observée dans la région du pic de Bragg en raison du phéno- mène d’étouffement. En somme, ce dosimètre 2D permet d’acquérir plusieurs points de dose en temps quasi réel avec une haute résolution spatiale, ce qui est avantageux par rapport aux chambres à ionisation, aux diodes et aux films. Boon et al. ont aussi démontré que le prototype peut être utilisé avec les faisceaux de photons. Dans ce cas, un matériau transparent est ajouté comme rétro-diffusant afin de créer un équilibre électronique dans le plan du scintillateur. Pour mesurer une distribution de dose, il est nécessaire d’effectuer deux mesures, une avec le scintillateur et une sans le scintillateur, afin de soustraire la contribution du rayonnement Čerenkov.
Prototype de Goulet et al.
Goulet et al. ont développé un détecteur eau-équivalent permettant de mesurer des distributions de dose 2D avec une résolution spatiale millimétrique en exploitant le concept de la tomodosimétrie, c’est-à-dire la dosimétrie par reconstruction tomogra- phique [74]. Le détecteur est composé de 50 fibres scintillantes plastiques BCF-60 de 1 mm de diamètre et de longueurs variables (entre 6 et 20 cm) disposées parallèlement dans un plan d’un fantôme eau-équivalent. Les 40 fibres centrales sont espacées de 3.19 mm centre-à-centre tandis que les 10 fibres périphériques sont espacées de 6.38 mm.
Le principe de fonctionnement du tomodosimètre peut être décrit comme suit : les deux extrémités de chaque fibre scintillante sont couplées à une fibre optique non- scintillante et les flux lumineux propagés sont mesurés à l’aide d’une caméra CCD mo- nochrome. Goulet et al. ont montré que la dose absorbée le long d’une fibre scintillante peut être déterminée à partir de ces flux lumineux [75]. En alignant plusieurs fibres scintillantes dans un plan image, une projection de la distribution de dose déposée dans ce plan peut donc être obtenue. Ainsi, en effectuant une série de rotations successives du détecteur par rapport à l’axe du faisceau, plusieurs projections de la dose déposée, correspondant à différents angles entre les fibres scintillantes et la distribution de dose, sont acquises. L’information dosimétrique dans le plan image est ensuite obtenue en utilisant un algorithme de reconstruction tomographique itératif auquel une contrainte 46
de minimisation de la variation totale est ajoutée. Le prototype développé par Goulet et al. permet de reconstruire une distribution de dose 2D sur une région circulaire de 20 cm de diamètre avec une résolution de 1×1 mm2 en deux minutes. L’effet Čerenkov est considéré comme négligeable dans ce projet puisque les fibres optiques non-scintillantes ne sont pas directement exposées au faisceau primaire de radiation pour les dimensions des champs étudiés.
Le tomodosimètre a été utilisé pour mesurer les distributions de dose de sept segments d’IMRT et de deux champs carrés (5×5 et 10×10 cm2) produits par un faisceau de
photons d’énergie nominale 6 MV. L’acquisition de chaque champ a consisté en 18 projections de huit unités moniteurs, espacées par des intervalles de 10◦. L’analyse des profils de dose ont montré d’excellents accords entre le tomodosimètre, le système de planification de traitement (Pinnacle3 8.0m, Philips Healthcare, Andover, MA) et des
films radiographiques dans les régions de gradients de dose élevés. Les analyses gamma effectuées entre les segments d’IMRT mesurés avec le tomodosimètre et ceux calculés par le système de planification de traitement ont donné des taux de passage moyens de 98.8 %, 95.0 % et 89.1 %, pour les critères (3 %, 3 mm), (2 %, 2 mm) et (3 %, 1 mm). Les statistiques gamma ont été comptabilisées pour les doses supérieures à 10 % de la dose maximale. De plus, il fût observé que les différences de dose absolue entre les mesures du tomodosimètre et les calculs du système de planification de traitement étaient inférieures à 2 % dans les régions de faible gradient de dose.
Prototype de Gagnon et al.
Une matrice 2D constituée de détecteurs à fibres scintillantes plastiques a été déve- loppée par Gagnon et al. pour les mesures de doses en radio-chirurgie stéréotaxique [76]. Les traitements de radio-chirurgie consistent généralement à administrer, avec une pré- cision spatiale sous-millimétrique, une dose de radiation entre 12 et 24 Gy à un volume cible, en une seule séance, en utilisant des faisceaux de photons d’énergie mégavoltage de petite taille (entre 4 et 20 mm de largeur). Puisque la demi-largeur des faisceaux est inférieure à la longueur maximale des parcours des électrons secondaires, les distribu- tions de dose sont caractérisées par l’absence d’équilibre électronique latéral. Dans ces conditions, la détermination des doses déposées à l’aide de détecteurs constitue un défi important pour trois raisons principales. Premièrement, si la densité électronique du détecteur n’est pas équivalente à celle de l’eau, les parcours des électrons secondaires se- ront perturbés artificiellement ce qui modifiera la dose absorbée dans le volume sensible. Deuxièmement, les spectres énergétiques varient en fonction de la taille des faisceaux
et de la profondeur à l’intérieur du fantôme en raison des changements relatifs entre la contribution de la radiation primaire et celle de la radiation diffusée à la dose [77]. Troisièmement, la région interceptée par le faisceau primaire n’est pas caractérisée par l’absence de gradients de dose. Les volumes sensibles des détecteurs doivent donc être minimisés afin que la dose intégrée corresponde à la dose déposée au point de mesure. L’utilisation de détecteurs miniatures et eau-équivalents semble donc être à propos.
La figure2.8présente une photographie de la matrice. Elle est composée de 49 détec- teurs distribués, à l’intérieur d’une plaque d’eau plastique (PWDT, CIRS, Norfolk, VA, USA), sur deux lignes orthogonales de 32.5 mm de long avec un espacement centre-à- centre de 1.3 mm. Chaque détecteur est constitué d’une fibre scintillante BCF-60 de 1 mm de diamètre et de 1 mm de long qui est couplée à une fibre optique dont le coeur est en PMMA. Les flux lumineux émis par les détecteurs sont mesurés à l’aide d’une caméra CCD polychrome et l’effet Čerenkov est corrigé en utilisant la méthode spectrale décrite à la section 2.3.2.
Figure 2.8 – Matrice de détecteurs à fibres scintillantes plastiques pour la radio- chirurgie stéréotaxique. Figure tirée de [76].
Gagnon et al. ont utilisé le détecteur matriciel pour mesurer les profils de faisceaux de photons de formes circulaires (4, 10 et 40 mm de diamètre), et d’énergie 6 MV, produits par un accélérateur linéaire. Un dispositif constitué d’un collimateur primaire cylindrique fixé à la tête de l’appareil, et d’embouts coniques interchangeables de dif- férents diamètres, a été utilisé pour générer les faisceaux de radio-chirurgie (Integra Radionics, Burlington, MA, USA). Le détecteur matriciel a été fixé au support moto- risé d’une cuve d’eau et des mouvements de translation ont été effectués pour augmenter la densité de points des profils. Les distributions de dose relative mesurées avec la ma- trice ont été comparées à celles obtenues à l’aide de films radiochromiques (Gafchromic EBT2, International Specialty Products, Wayne, NJ, USA) et d’une diode (SFD ste- reotactic, Scanditronix, Uppsala, Sweden) dont le volume sensible possède un diamètre de 0.6 mm, en effectuant des analyses gamma avec les critières de tolérances de 2 % ou 0.3 mm. Les résultats sont avérés excellents, avec des taux de passage de 100 % dans tous les cas, à l’exception de la comparaison avec le film radiochromique pour le cône de 40 mm où le taux de passage observé a été de 95.8 %.
Prototype de Moon et al.
Moon et al. ont développé une matrice 1D de détecteurs à fibres scintillantes plas- tiques pour mesurer les rendements en profondeur et les doses de surface de faisceaux de photons d’énergie MV [78]. La matrice est composée de 9 détecteurs orientés horizon- talement et placés les uns sur les autres dans la direction verticale. Chaque détecteur est constitué d’une fibre scintillante rectangulaire BCF-12, de 5 mm de longueur et de section transversale égale à 1×1 mm2, couplée à une fibre optique rectangulaire BCF-98
de 15 cm de long à l’aide d’une colle époxy. La matrice est insérée verticalement dans un fantôme en PMMA et les détecteurs sont isolés optiquement par un film en polychlorure de vinyle de 0.1 mm d’épaisseur. Des fibres optiques plastiques sont couplées aux fibres BCF-98 à l’aide de connecteurs SMA afin de guider la lumière produite vers une caméra CMOS (complementary metal-oxyde semiconductor) polychrome ayant une capacité de digitalisation limitée à un octet. Les rendements en profondeur de faisceaux de photons d’énergie 6 et 15 MV de taille 10×10 cm2 ont été mesurés avec la matrice. Pour les
profondeurs entre 5 et 25 mm, des différences moyennes de 3.1 % et 4.8 % ont été ob- servées par rapport aux mesures prises respectivement avec des films radiochromiques et une chambre d’ionisation. Les profondeurs déterminées des doses maximales étaient en accord de 1 mm avec les valeurs de référence. Les résultats ont cependant montré que la matrice surestime d’environ 20 % la dose déposée à la surface en raison de l’effet de volume des fibres scintillantes. Par ailleurs, il fût montré que la reproductibilité des
doses mesurées est égale à 0.2 %.
Le concept de la matrice verticale a été étendu à une matrice 2D en forme de T composée de 50 détecteurs par Yoo et al. pour des applications en radiochirugie [79]. La matrice est constituée d’une ligne verticale de 1 cm et d’une ligne horizontale permettant de mesurer les profils de dose de champs jusqu’à une largeur maximale de 40 mm. Dans ce prototype, les fibres optiques servant à guider la lumière à la caméra CMOS sont remplacées par un système optique composé d’une lentille double convexe et d’un objectif photographique. Les résultats sont analysés de façon qualitative dans l’article et montrent que le profil de dose et le rendement en profondeur de champs de taille 1×1 et 3×3 cm2 peuvent être mesurés simultanément.