150 200 250 300 Fluoroscopy Time (mln)

350 400 450

FIGURE 4.11 - Dose cumulative en fonction du temps de l'intervention chirurgicale.

Figure tirée de [66].

tiel et du courant appliqué au tube. Il est donc impossible de tenir compte des différents positionnements de l'appareil qui affectent la DSP ainsi que la région irradiée. De plus, la taille de champ a une très grande influence sur la proportion de diffusé aux énergies diagnostiques [36]. Par exemple, un faisceau ayant une CDA de 8 mmAl présentant un diamètre de 2 cm aura un facteur de rétro-diffusion autour de 11% tandis qu'un champ de 10 cm de diamètre présente un facteur autour de 35%. La méthode d'estimation actuelle de la dose ignore cet effet.

En radiologie interventionnelle, ce n'est pas seulement la dose reçue par le patient qui est problématique, mais aussi celle reçue par le personnel. Bien que le personnel ne soit pas dans le champ primaire, il doit rester dans la salle afin de pratiquer l'intervention. La dose reçue est faible, mais il peut résulter des problèmes d'une exposition à long terme. Par exemple, l'exposition prolongée des yeux à la radiation diffusée peut entraîner des cataractes à ces organes à risque. De plus, les mains, qui ne sont pas un organe à risque, peuvent accidentellement se retrouver dans le champ primaire et ainsi être irradiées de façon non négligeable. S'il était possible de monitorer en temps réel la dose reçue par le personnel, les pratiques les plus à risques pourraient être identifiées et éliminées. De cette façon, le personnel serait en mesure de s'adapter afin de donner plus d'importance à l'aspect radioprotection dans le cadre de leur profession.

Chapitre 4 : Conclusion et considérations futures 74

4.3.3 Pistes d'utilisation des fibres scintillantes

Avec des fibres scintillantes, il serait possible de prendre des mesures en temps réel pendant les interventions sans nuire aux procédures. La fibre scintillante serait placée directement sur la peau du patient, où la dose est normalement maximale. Grâce à sa petite taille, elle ne gênera pas le patient pendant l'intervention. Aussi, le petit Zejj des fibres scintillantes fera en sorte que le détecteur n'affectera pas les images recueillies tout au long de la procédure. Comme avec le TDM, il est possible de mesurer la dose à l'entrée et à la sortie si le spectre est connu.

FIGURE 4.12 - Schématisation du positionnement de fibres scintillantes lors de radio-

logie interventionnelle. Les fibres sont placées directement sur la peau du patient afin de mesurer précisément la dose à cet endroit.

Pour mesurer la dose reçue par le personnel, deux organes sont ciblés pour des raisons différentes. Premièrement, les mains ne sont pas des organes à risque, mais la dose qu'elles peuvent recevoir est probablement la plus élevée. En effet, celles-ci sont près du champ radiatif et très peu protégées. Des gants chirurgicaux avec des fibres scintillantes intégrées comme à la figure 4.13 ne nuiraient pas à la dextérité et permettraient de mesurer la dose en temps réel. Le deuxième organe ciblé est l'oeil puisqu'il est très sensible à la radiation et difficilement protégé. Une fibre scintillante montée sur des lunettes de protection comme à la figure 4.14 permettraient de mesurer la dose à cet organe à risque sans nuire à la personne les portant. Dans chacun des cas, la petite taille du photodétecteur fait en sorte qu'il peut facilement être accroché à la ceinture (voir figure 4.15).

f

FIGURE 4.13 - Gants dosimètres servant à mesurer la dose reçue aux mains.

FIGURE 4.14 - Lunette dosimètre servant à mesurer la dose reçue aux yeux.

FIGURE 4.15 - Vue d'ensemble d'un dosimètre pour le personnel travaillant en radiologie interventionnelle. Des fibres scintillantes mesurent la dose aux yeux et aux mains. Le signal est guidé jusqu'au photodétecteur qui est fixé à la ceinture.

Chapitre 4 : Conclusion et considérations futures 76

4.4 Résumé

Le but de ce projet de maîtrise était de vérifier s'il était envisageable d'utiliser les détecteurs à fibres scintillantes plastiques pour la dosimétrie de photons d'énergie diagnostique. De cette façon, il serait possible de faire bénéficier des nombreux avantages de ce type de détecteur (linéarité à la dose et au débit de dose, petit volume sensible, faible Zejf et lecture en temps réel) à plusieurs applications.

La source de radiation utilisée était le Therapax SXT 150 fournissant 5 qualités de faisceaux avec des énergies effectives variant de 26 à 86 keV. Le détecteur à fibre scin- tillante était composé d'une fibre BCF-60 dont les photons étaient détectés et convertis en courant électrique par une photodiode polychromatique. Le faible signal était lu par un électromètre.

Aux basses énergies, il est faux d'assumer que la dose déposée est indépendante du milieu. Il en résulte que les fibres scintillantes ayant un volume sensible en polystyrène ne sont pas équivalentes à l'eau, à l'air ou bien aux tissus humains. Une correction pour tenir compte de cet effet est donc nécessaire. Plusieurs méthodes ont été comparées. La théorie des grandes cavités, qui est valide seulement si la portée des électrons mis en branle par les photons est négligeable par rapport à la taille du volume sensible du détecteur, stipule que la dépendance au milieu est caractérisée uniquement par la fluence énergétique ainsi que par le coefficient massique d'atténuation énergétique f ^ j .

Cette méthode de correction a été testée en utilisant l'énergie effective du faisceau de radiation ainsi qu'en pondérant la correction sur le spectre incident. Le spectre incident a été caractérisé selon trois méthodes différentes. La première est par mesure de CDA, permettant ainsi d'obtenir l'énergie effective. Ensuite, le spectre a été simulé à l'aide de SpectrumGUI qui, à partir des spécifications du tube à rayons X, du potentiel et de la filtration, fourni la fluence de photons en fonction de l'énergie. Enfin, les spectres ont été mesurés à l'aide d'un détecteur spectromètre en CdTe. La réponse intrinsèque de ce détecteur a été corrigée à l'aide de la stripping method qui corrige le spectre mesuré brute avec des paramètres calculés par Monte Carlo.

Il a été démontré que si aucune correction n'est appliquée, le détecteur à fibre scintillante peut sousrépondre d'un facteur 2 sur la gamme d'énergies étudiée. Une cor- rection basée sur l'énergie effective du faisceau compense en grande partie la perte de signal, mais cette correction comporte un biais puisque la courbe de réponse théorique n'est pas linéaire. Une correction pondérée sur le spectre incident est plus précise et permet d'obtenir un facteur de calibration du détecteur quasi indépendant de l'éner-

gie du faisceau radiologique. Des corrections effectuées à l'aide de spectres simulés et mesurés ont démontré le même comportement. Cette méthode de correction est valide seulement si la théorie des grandes cavités s'applique. Afin de vérifier cette hypothèse, des simulations Monte Carlo ont été effectuées s'assurant ainsi que des effets négligés comme la divergence et le diamètre fini du faisceau, la présence de la gaine autour de la fibre scintillante, l'atténuation dans le détecteur, le rayonnement diffusé ainsi que la portée des électrons ont vraiment peu d'impact dans la situation étudiée. Les simula- tions Monte Carlo ont donné des résultats en accord avec ceux obtenus avec la théorie des grandes cavités, prouvant que cette dernière est applicable.

Des mesures de rendement en profondeur ont été effectués avec le détecteur à fibre scintillante, des films Gafchromic et des simulations Monte Carlo. Le détecteur à fibre scintillante démontre une variation par rapport aux simulations avec la profondeur. Cette variation s'explique par le changement de spectre qui est causé à la fois par le durcissement ainsi que par la variation de la contribution du diffusé. Des simulations Monte Carlo ont été effectuées afin d'obtenir le spectre (primaire et diffusé) en fonction de la profondeur. Grâce à ces données, les rendements en profondeur pris avec le dé- tecteur à fibre scintillante ont été corrigés. Ces mesures présentent un excellent accord avec les simulations servant de références.

La limitation majeure du détecteur utilisé est la sensibilité de détection. En effet, puisqu'aux énergies diagnostiques, en temps normal, la dose est plutôt faible, le dé- tecteur doit avoir un bon gain afin d'assurer que le rapport signal sur bruit fournit par l'électromètre soit le plus élevé possible. Avec la photodiode fonctionnant par effet photovoltaïque utilisée, aucun gain n'est présent. Afin de contrer ce phénomène, un photodétecteur composé d'une caméra CCD, un tube photomultiplicateur ou bien une photodiode avalanche pourrait être utilisé. De cette façon, les détecteurs à fibres scin- tillantes auraient le potentiel de devenir des dosimètres de premier plan en radiologie diagnostique et interventionnelle, où un besoin de précision dosimétrique est d'actualité. Finalement, les travaux présentés dans le cadre de ce projet ont fait l'objet de deux présentations lors de congrès d'envergure nationale et internationale [67, 68], d'un article dont j'étais le premier auteur [69] ainsi que d'un brevet provisionnel [70].

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