A.1 La dosimétrie active

Chambre d’ionisation à cavité d’air

Une chambre d’ionisation est une cavité d’air comprise entre deux électrodes (électrode externe et électrode de collecte) entre lesquelles une différence de potentiel est appliquée afin de créer un champ électrique dans le volume (cf. figure II-1).

Figure II-1 : Schéma d’une chambre d’ionisation à cavité d’air cylindrique [LER11]

Un rayonnement ionisant traversant le volume sensible du détecteur (la cavité d’air) va ioniser l’air et créer des paires électron-ion. Les électrons sont accélérés grâce à la différence de potentiel entre la cathode et l’anode et vont ioniser à leur tour le milieu pour provoquer des ionisations en chaîne. C’est ce qu’on appelle l’avalanche de Townsend. Le déplacement des charges va induire un courant qui est mesuré par un électromètre. Lorsque les conditions de Bragg-Gray sont respectées, ce courant est directement proportionnel à la dose absorbée dans la chambre d’ionisation :

𝐷 = 𝑄

𝜌. 𝑉. ( 𝑊

𝑒) [𝐺𝑦]

où 𝑄 est la charge collectée, 𝜌. 𝑉 est la masse du gaz dans le volume sensible et 𝑊_𝑒 est l’énergie moyenne pour créer une paire d’ions ( 33 J.C-1 _{pour l’air)}

En théorie, une chambre d’ionisation peut être utilisée comme dosimètre de référence, c’est-à- dire, qu’elle ne nécessite pas d’étalonnage dans la grandeur qu’elle mesure. En pratique clinique, ce dosimètre est raccordé à un étalon via un coefficient d’étalonnage (𝑁𝐷,𝑒𝑎𝑢,𝑄0) déterminé dans un

laboratoire de métrologie.

Les chambres d’ionisation à cavité d’air sont les dosimètres de référence pour la dosimétrie des faisceaux standard en radiothérapie. Dans le commerce, il existe de nombreuses chambres d’ionisation avec des volumes sensibles variables permettant de couvrir une gamme de mesure du grand champ (40 x 40 cm²) jusqu’aux petits champs (2 x 2 cm²). En revanche, il n’existe pas de chambre d’ionisation à cavité d’air avec un volume sensible de l’ordre du micromètre cube car ce type de détecteur nécessite un volume assez grand afin d’avoir un rapport signal sur bruit acceptable.

Diode en silicium

Les diodes silicium utilisées en radiothérapie sont des détecteurs constitués d’une jonction p – n, c’est-à-dire la superposition d’un semi-conducteur de type p (dopé avec un accepteur d’électrons) et d’un semi-conducteur de type n (dopé avec un donneur d’électrons). Il se crée alors une zone de déplétion dans le cristal entre ces deux régions dans laquelle existe un champ électrique interne. Lorsqu’un rayonnement ionisant traverse la diode, des paires électron-trou sont générées dans la zone de charge d’espace (zone de déplétion) qui vont migrer sous l’effet du champ électrique. Des électrodes sont positionnées de chaque côté de la jonction afin de mesurer, via un électromètre, le courant induit par le déplacement de ces charges (cf. figure II-2). Ce courant est proportionnel au débit

de dose présent dans le volume sensible du détecteur. Dans le domaine de la radiothérapie, les diodes sont utilisées en mode passif (sans polarisation) en raison des débits de dose importants.

Les diodes peuvent être basées sur un substrat de type n (électrons majoritaires) ou de type p (trous majoritaires) selon le type de dopage utilisé. Seules les diodes de type p sont adaptées à la radiothérapie en raison de leur stabilité aux rayonnements, du courant de pénombre faible et de la faible variation de leur sensibilité en fonction de la dose cumulée et du débit de dose.

Figure II-2 : Schéma d’une diode en silicium de type p

L’énergie pour créer une paire électron-trou dans un semi-conducteur est environ dix fois plus faible que pour créer une paire électron-ion dans un gaz, ce qui fait de lui un détecteur très sensible. Cette sensibilité lui permet d’avoir un très faible volume sensible, et de mesurer ainsi des champs de très petites dimensions. L’inconvénient majeur de ce type de détecteur est que le Silicium a un numéro atomique plus élevé (Z = 14) que celui de l’eau (Z  7,42) le rendant sensible aux variations de spectres du faisceau [YIN04]. Cette différence de composition chimique va induire une sur-réponse des diodes aux photons de basse énergie (énergie inférieure à 200 keV). Cette composante basse énergie provient principalement du diffusé issu de la tête de l’accélérateur pour des faisceaux larges (> 10 x 10 cm²). Certaines diodes sont dotées d’un blindage leur permettant de stopper en grande partie cette composante basse énergie afin de mesurer le FOC pour des tailles de champs supérieures à 10 x 10 cm². Cependant ce blindage pose des problèmes lors de la détermination du FOC des faisceaux de très petites dimensions.

Le diamant

Le diamant est un matériau semi-conducteur avec une large bande interdite (5,5 eV). La grande largeur de sa bande interdite lui confère un faible taux de génération de porteurs intrinsèques à température ambiante. Cela lui permet d’avoir un courant de fuite très faible et d’être très peu sensible à la lumière visible. Le principe de détection du dosimètre diamant en tant que détecteur actif repose sur la création de paires électron-trou dans le matériau induit par l’interaction entre les particules ionisantes incidentes et le diamant. Ces électrons et trous sont séparés par le champ du semi- conducteur, produisant ainsi un courant de signal qui peut être mesuré avec un électromètre. Son faible numéro atomique (Z = 6), proche du numéro atomique effectif de l’eau et des tissus, représente un avantage important pour la dosimétrie des mini-faisceaux.

Le diamant naturel n’est aujourd’hui plus commercialisé à cause de son coût élevé et des délais de livraison trop importants en raison de la rareté des pierres de qualité suffisante. Il a aujourd’hui été

fabriqué dans une structure sandwich métal-diamant-métal autrement appelé diode Schottky (cf. figure II-3). Ce type de diode utilise une jonction métal-semiconducteur au lieu d’une jonction p-n des diodes conventionnelles.

Figure II-3 : Schéma d’un diamant synthétique de type SCD [PIM12]

Le diamant synthétique que nous avons utilisé est la microDiamond de chez PTW. Ce détecteur possède un très petit volume sensible (0,004 mm3_{) et fonctionne avec une tension de polarisation}

nulle.

L’électromètre

La charge collectée produite dans les dosimètres actifs est très faible. Sa mesure exige donc un dispositif très sensible appelé électromètre dont l’impédance d’entrée est très élevée (> 1014 _).

Dans le cadre de la dosimétrie absolue, l’électromètre faisant partie de la chaîne de mesure, il doit être envoyé au laboratoire d’étalonnage avec la chambre de référence (dans notre cas la chambre d’ionisation). Le laboratoire va déterminer le facteur d’étalonnage, propre au couple chambre d’ionisation – électromètre. Avec les progrès de l’électronique, la variabilité de la réponse entre les électromètres de dernière génération est négligeable.

L’électromètre que nous avons utilisé dans ces travaux est l’électromètre UNIDOS webline de chez PTW (cf. figure II-4). Il permet de travailler dans trois gammes de débit de dose (low, medium et high) afin d’obtenir une résolution d’affichage suffisante (quatre chiffres significatifs ou 0,01 %).

Incertitudes de mesure

On définit deux types d’incertitude :

- les incertitudes de type A : obtenues à partir de l’analyse statistique d’une série de mesure obtenue dans des conditions définies, c’est-à-dire d’une fonction de densité de probabilité dérivée d’une distribution en fréquence observée ;

- les incertitudes de type B : obtenues par tout autre moyen, à partir d’une fonction densité de probabilité supposée.

L’incertitude globale sur la mesure de la dose absorbée ∆𝐷 correspondant à la somme quadratique des différents paramètres intervenant dans la mesure de la dose absorbée est définie par la formule suivante :

∆𝐷 = √∑ (𝜕𝐷 𝜕𝑥)

2 𝑑𝑥2

Le tableau II-1 rassemble les incertitudes sur la dose absorbée :

Incertitude de type A Incertitude de type B Certificat d’étalonnage (dosimétrie absolue) 𝜕𝐷 𝜕𝑁𝐷,𝑒𝑎𝑢 1,15 % Mesure de la température et pression (dosimétrie absolue) 𝜕𝐷 𝜕𝑘𝑇𝑃 0,22 % Mesure du courant 𝜕𝐷 𝜕𝑀 0,1 % Incertitude dernier digit 0,05 % Influence de la polarité et de la recombinaison 𝜕𝐷 𝜕𝑘𝑟𝑒𝑐𝑘𝑝𝑜𝑙 0,4 % Mesure de la DSP 𝜕𝐷 𝜕𝐷𝑆𝑃 0,2 % Mesure de la profondeur 𝜕𝐷 𝜕𝑧 0,1 % Incertitude globale (k = 2) mesure absolue √∑ ( 𝜕𝐷 𝜕𝑥) 2 𝑑𝑥2 2,5 % Incertitude globale (k = 2) mesure relative √∑ ( 𝜕𝐷 𝜕𝑥) 2 𝑑𝑥2 1,0 %

Tableau II-1 : Incertitudes de mesure pour les doses absolue et relative