Détecteurs ponctuels

Les détecteurs ponctuels sont depuis quelques années largement utilisés en routine clinique. Leur fonctionnement, leurs conditions d’utilisation ainsi que leurs avantages et leurs inconvénients ont été amplement décrits dans la littérature [35], [43], [47], [56]–[63]. On peut regrouper d’une part les détecteurs à lecture immédiate et d’autre part ceux à lecture différée.

1.2.1.1 Détecteurs à lecture immédiate

1.2.1.1.1 Les diodes à semi-conducteur

Les diodes à semi-conducteur (Figure 1-7), essentiellement en silicium dopé p, font partie des détecteurs les plus utilisés en routine clinique. Le semi-conducteur est entouré d’un capuchon adapté à l’énergie du faisceau. Celui-ci protège le détecteur et le rend plus robuste, il permet également d’atteindre l’équilibre électronique et de filtrer les basses énergies.

Outre l’immédiateté de la lecture de dose, les principaux avantages des diodes sont leur sensibilité, leur faible variabilité [64]–[66], leur simplicité d’utilisation et la linéarité de la réponse avec la dose [67]. Leur utilisation sous-entend en revanche de prendre en compte un certain nombre de facteurs correctifs [35], [47]. La réponse d’une diode dépend en effet de l’angle d’incidence de l’irradiation, du débit de dose, du spectre en énergie du faisceau [68] et enfin de la température [69]. D’un point de vue pratique, l’utilisation des diodes peut être fastidieuse à cause des câbles qui les relient à l’électromètre. Il faut aussi noter que les diodes ne peuvent pas être utilisées pour mesurer la dose à la peau du patient de manière répétée au cours du traitement car elles perturbent le faisceau [70], [71]. La présence du capuchon d’équilibre électronique introduit un surdosage à la peau et un sous-dosage en profondeur. Enfin, il faut les étalonner régulièrement car leur sensibilité diminue au cours du temps [62].

(a) (b)

Figure 1-7 : (a) Diodes PTW. b) Utilisation de diodes lors d’une irradiation corporelle totale.

1.2.1.1.2 Les MOSFETs

Les transistors à effet de champ à grille isolée ou MOSFETs pour Metal Oxide Semiconductor Field

Effect Transistor (Figure 1-8) peuvent être utilisés comme dosimètres. Ils sont constitués de quatre

électrodes appelées source, drain, grille et substrat. Lorsqu’un MOSFET est irradié, la tension seuil VTh

aux bornes de la grille et du substrat autorisant le passage d’un courant entre la source et le drain, voit sa valeur augmenter. Cette augmentation varie linéairement avec la dose [67].

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Comme pour les diodes, on observe une dépendance en énergie car le MOSFET n’est pas équivalent à l’eau [72], ainsi qu’une légère dépendance à la température [59] et au débit de dose. L’incidence d’irradiation n’a en revanche que peu d’impact [73]. La très petite taille des MOSFETs les rend particulièrement bien adaptés aux mesures de dose dans les champs à forts gradients [74], [75] ou de petites tailles [76], et limite l’atténuation du faisceau [58]. Puisqu’ils ne sont pas nécessairement reliés au dispositif de lecture par un câble (la lecture est alors différée), il est possible de les implanter directement dans le volume cible [76], [77]. La lecture doit être réalisée après un délai supérieur à une minute mais elle n’est pas destructive. Il est donc possible de cumuler les doses délivrées d’une séance de traitement à l’autre. La durée de vie des MOSFETs est en revanche limitée. Lorsqu’ils ne sont pas à usage unique, ils deviennent inutilisables au-delà d’une certaine valeur de dose cumulée (environ 100 Gy [43]). Leur mesure est enfin reproductible, mais moins précise que celle des diodes. De plus, les détecteurs doivent être régulièrement ré-étalonnés.

(a) (b)

Figure 1-8 : (a) MOSFETs appliqués à la peau du patient et reliés au dispositif de lecture. (b) MOSFETs sans câble à usage unique et dispositif de lecture associé [78].

1.2.1.1.3 Les scintillateurs plastiques

Les scintillateurs plastiques, ou PSL pour Plastic Scintillation Detector, sont actuellement à l’étude pour la dosimétrie in vivo en radiothérapie. Lorsque le rayonnement interagit dans le scintillateur, la lumière émise est proportionnelle à la dose déposée [58], [79]. Les photons sont guidés grâce à une fibre optique jusqu’à un photomultiplicateur ou une caméra CCD. Un rayonnement est créé par effet Cerenkov lors du trajet au sein de la fibre [80]–[86], et modifie le signal qui ne reflète plus exactement la dose déposée. Il est donc nécessaire d’éliminer cette composante lors du traitement final des données [81], [85], [86].

Les scintillateurs plastiques sont encore à l’étude et ne sont donc pas encore commercialisés. Ils offrent cependant des propriétés intéressantes telle que l’équivalence à l’eau [87], l’indépendance avec l’énergie (gammes d’énergie utilisées en radiothérapie) [79], le débit de dose et la température [47], [88], [89]. Il n’est donc pas nécessaire d’appliquer des facteurs correctifs une fois que l’étalonnage a été réalisé. De plus, leur réponse est une fonction linéaire de la dose [88], reproductible [47] et précise [90]. Leur petite taille leur confère une excellente résolution spatiale [58] ce qui en fait de bons candidats pour la dosimétrie in vivo des petits champs [91] et des champs modulés.

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1.2.1.2 Détecteurs à lecture différée

1.2.1.2.1 Les dosimètres thermo-luminescents

Les dosimètres thermo-luminescents ou TLD pour ThermoLuminescent Dosimeters, sont des dosimètres qui peuvent être utilisés sous forme de bâtonnets, frittés ou poudre (Figure 1-9). Ils sont en général en fluorure de lithium (LiF), en borate de lithium (Li2B4O7) ou en sulfate de calcium (CaSO4). Lorsqu’un TLD

est soumis à un flux de particules ionisantes, des pièges sont remplis par les électrons lors des interactions. Il est possible de vider ces pièges par stimulation thermique. Il y a alors émission de lumière dont l’intensité est proportionnelle à la dose déposée sous certaines conditions, sur une certaine gamme de doses [92], [93].

Les TLD ont un grand nombre d’avantages : leur réponse n’est pas impactée par le débit de dose [94], la température, ou l’incidence du faisceau [60]. Elle est reproductible [93], [95] et peu dépendante de l’énergie du faisceau, pour les gammes d’énergie utilisées en radiothérapie externe utilisant des linacs. Leur petite taille leur permet d’être insérés dans des cathéters ou des fantômes [96], [97]. Les TLD ne sont pas reliés par des câbles au dispositif de lecture, ce qui facilite leur utilisation. En revanche, leur lecture est différée et ne peut être réalisée qu’une seule fois. Elle doit en outre suivre un protocole bien établi qui peut être fastidieux [59].

Figure 1-9 : Dosimètres thermo- luminescents :(a) TLD Fimel sous la forme de bâtonnets, poudre et frittés (b) TLD positionné sur un masque thermoformé [95].

(a) (b)

1.2.1.2.2 Les détecteurs à luminescence stimulée optiquement (OSL)

Les détecteurs à luminescence stimulée optiquement (Figure 1-10) ou OSL pour Optically Stimulated

Luminescence ont un principe de fonctionnement similaire à celui des TLDs, à la différence près qu’ils

doivent être excités optiquement [98]. Ils peuvent être utilisés dans les mêmes situations que les TLD [35], [99].

Les OSL ne sont pas sensibles à l’énergie du faisceau (dans le cadre des gammes d’énergie de la radiothérapie externe utilisant des linacs) [100], au débit de dose [101], à la température [102] ou à l’incidence du rayonnement [58]. Peu de corrections sont donc à appliquer à la mesure. Leur réponse varie linéairement avec la dose entre 0,5 et 4 Gy [103] et est très précise [59]. Les OSL ne sont pas reliés à l’appareil de lecture via un câble, ce qui rend leur utilisation pratique. La contrepartie est que le résultat n’est pas obtenu en temps réel. Comme dans le cas des MOSFET, la lecture n’est pas destructive. Leur durée de vie est en revanche courte [58].

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(a) (b)

Figure 1-10 : (a) Détecteur OSL, (b) Détecteur placé à la peau du patient.

1.2.1.3 Conclusion

Les détecteurs ponctuels actuellement utilisés en routine ou en développement sont en mesure d’apporter des informations précieuses sur le déroulement du traitement. Toutefois, ils ne permettent de contrôler la dose qu’en des points précis choisis par l’utilisateur. Des erreurs qui impactent d’autres régions ne sont pas mises en évidence. C’est par exemple le cas lorsque l’on réalise une mesure au centre du champ et que des lames du MLC sont mal positionnées. Dans le cas des traitements modulés de type RCMI et arcthérapie, une information ponctuelle est tout simplement insuffisante, d’où l’intérêt des détecteurs bidimensionnels.