Localisation "sein"

Pour la cohorte "sein", une mesure in vivo est réalisée pour chacune des cinq premières séances. Les résultats in vivo obtenus sont fonction du positionnement du patient, décubitus latéral ou dorsal. La première technique étant nettement moins répandue dans les centres de radiothérapie. D'autres différences sont à considérer entre ces deux sous cohortes: le choix du référentiel (isocentrique ou à la peau du patient) et la technique d'homogénéisation de la dose (filtres ou Field in Field). Le positionnement sur le côté implique que l'angle d'incidence du faisceau sera moins important et que l'épaisseur du sein

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sera plus homogène. Ces différences expliquent les écarts observés sur les résultats in vivo entre ces deux sous-cohortes. En effet, pour les seins traités en décubitus latéral, un écart- type de 2.2% a été trouvé pour la distribution des résultats faisceau par faisceau, contre 4.0% pour ceux traités en décubitus dorsal. Le nombre de faisceaux contrôlés reste faible, respectivement 21 et 50. Ces écarts doivent être confirmés dans une future étude portant sur une plus grande population. Les faisceaux filtrés ont été retirés de l'étude du fait du problème d'acquisition déjà évoqué (Figure V.13). La justesse de calcul pour les faisceaux filtrés doit encore être étudiée et éventuellement corrigée mais à présent les résultats sont satisfaisants pour éviter les erreurs grossières de traitement (> 10% au point d'intérêt).

Par ailleurs, une étude de la variabilité inter-séances a également été menée pour la localisation "sein". Le résultat in vivo d'une séance donnée est comparé à la moyenne de ceux obtenus sur l'ensemble des cinq premières séances. Des écarts-types respectifs de 1.3 et 2.1% ont été observés pour les traitements en décubitus latéral et dorsal. Cela montre que la distribution plus large des résultats in vivo pour le technique DD est en partie expliquée par une variabilité plus grande des épaisseurs traversées. Les champs sont ajustés à la peau du patient en contrôlant principalement les bords du faisceau et la DSP. L'axe principal peut être légèrement décalé par rapport à la planification. Par conséquent, l'épaisseur traversée au point d'intérêt peut légèrement varier. Pour les traitements isocentriques, l'axe du faisceau a plus d'importance car il permet la rotation du bras de l'accélérateur pour passer d'un faisceau à l'autre dans le même référentiel.

La distribution inter-séance suit une loi normale par faisceau et par plan selon le test de Kolomogorov-Smirnov (risque de 5%). Il est donc possible de prédire la réduction de la variabilité induite par ces déviations aléatoires en fonction du nombre de séances contrôlées. Si on le réduit à 3 séances, cela permet d'homogénéiser les protocoles de vérification avec la localisation prostate. De plus, les séances contrôlées sont ainsi associées à un contrôle de positionnement du patient par clichés radiographiques. Au final, l'incertitude liée aux variations inter-séances sera donc théoriquement de 1.4 / √3 = 0.8% (1σ) pour les plans et de 2.0 / √3 = 1.2% (1σ) pour les faisceaux.

Une étude sur un échantillon de 32 faisceaux, a permis de mettre en avant l'intérêt de la séparation Primaire / Diffusé et de la double décomposition, pour prendre en compte la fuite et l'incidence oblique du faisceau. La séquence Field in Field est également mieux considérée. Ce développement a permis d'améliorer la justesse ainsi que de l'écart-type. Les résultats obtenus sont respectivement de 2.9 ±5.3% (1 écart-type) sans décomposition et - 0.5 ±4.1% (1 écart-type) avec la décomposition en segments élémentaires.

V.4.4 Autres localisations

Au delà des deux localisations principales, prostate et sein, les résultats obtenus indiquent que la méthode est applicable à un grand nombre de localisations. Au total, 86 plans de traitement ont été analysés, l'écart moyen de 0.2% indique la bonne justesse de la méthode. L'écart-type de 4.5% est lui plus important que ceux discutés pour les autres

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cohortes. Les valeurs extrêmes évoquées concernent les traitements de ganglions associés au sein. Ces écarts sont supérieurs à 10% et par conséquent, ils ne permettent pas de satisfaire à l'objectif de validation de la qualité du traitement. Ces écarts sont expliqués principalement par la forte atténuation du plan incliné utilisé pour le positionnement (parties métalliques dans le champ). Viera et al. ont estimé cette atténuation entre 5 et 15% suivant la zone traversée (Vieira 2003). Par ailleurs, aucune limite majeure n'a été mise en avant quand à la vérification de la dose en milieux fortement hétérogènes comme dans le thorax par exemple. Les points de dose contrôlés sont cependant placés en conditions d'équilibre électronique. De plus, l'algorithme du TPS pris comme référence est un algorithme Pencil Beam avec une correction de densité en une dimension de type modified- Batho (Papanikolaou 2009) modélisant de manière insuffisante le parcours des électrons, les variations latérales de densité ou la composition atomique du milieu. Le passage à un nouvel algorithme plus récent de type Pencil Beam avec mise à l'échelle latérale (AAA de Varian MS), de type convolution/superposition ou basé sur le transport des particules (Monte Carlo ou méthodes déterministes) pourrait induire des écarts plus importants avec la dose in vivo calculée. Une telle étude n'a pas pu être menée car seul l'algorithme Pencil Beam était disponible et validé pour le calcul des doses prévisionnelles à l'Institut Curie.

V.4.5 Dosimétrie in vivo et Cone-Beam CT

L'étude portant sur l'utilisation de l'imagerie tridimensionnelle « du jour » acquise juste avant le traitement à l'aide de l'imagerie embarquée de type Cone-Beam CT, a conduit à trois conclusions principales.

Tout d'abord il est possible d'utiliser ces images afin de reconstruire la dose. L'écart-type des résultats obtenus est réduit par rapport à la dosimétrie in vivo sur le scanner de référence, il passe de 3.3 à 2.3%. Cependant, l'écart moyen indique que la justesse est dégradée de 1.5% (-2.1 contre -0.6%). La reconstruction est moins bonne en imagerie conique qu'en imagerie elliptique standard du fait des interpolations dans la reconstruction des coupes ainsi que de la plus grande influence du diffusé. Les Unités Hounsfield sont fonction de la position du voxel dans l’image et ainsi que des densités environnantes, ce qui peut induire des erreurs dans le calcul des distances radiologiques (Guan 2009).

Les écarts relatifs entre la dosimétrie réalisée, à l’aide du TPS, sur le CBCT et sur le scanner de référence, montrent qu'une partie de la variabilité des résultats in vivo est attribuable aux variations anatomiques et de positionnement du patient. Un écart-type de 1.6% est observé pour la distribution de ces résultats. Une corrélation avec un R² de 0,61 a été trouvée entre les résultats in vivo (scanner de référence) par plan et ces écarts calculés par le TPS (CBCT/CT). Cette corrélation est plus forte pour les faisceaux latéraux passant par les têtes fémorales. Il peut être conclu que les variations anatomiques ont une influence sur la justesse de la dose délivrée au point d’intérêt. Grâce aux images CBCT, l’anatomie considérée pour le calcul correspond à la réalité du traitement. Avec l’utilisation de

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l’imagerie CT de planification, les variations de dose induites par les variations d’épaisseurs traversées sont surestimées, d’un facteur proche de 2.

Pour finir, l'ensemble des résultats de cette étude nous permet de conclure que la dosimétrie in vivo adaptative basée sur la dose reconstruite in vivo (CBCT ou CT de référence) n'est pas envisageable à l’heure actuelle. La précision et la justesse de la méthode ne permettent pas de modifier la prescription pour compenser les écarts in vivo mesurés. Cette limite n'enlève pas l'intérêt premier de la dosimétrie in vivo en lien avec la qualité des traitements et la radioprotection des patients. Pour aller plus loin sur le calcul de la dose in vivo, il est possible de segmenter les organes cibles et à risque sur l'imagerie CBCT, et de redéfinir les points de dose par rapport à l'anatomie et à la distribution de dose du jour. Ainsi, les informations spatiales et volumiques utilisées dans le calcul de la dose in vivo sont plus fidèles à la réalité. Un suivi inter-séances de la dose cumulée est alors envisageable. Si cela n'est pas fait, ce suivi est réalisé sur un point fixe virtuel et non représentatif des mouvements internes. Par exemple, pour corréler précisément la toxicité au rectum du traitement de la prostate avec la dose in vivo cumulée, un point peut être défini sur la paroi de cet organe à risque. Ce point doit être redéfini à chaque séance sur l’imagerie du jour car les mouvements peuvent être importants. En effet le point peut être à l’extérieur du champ d'irradiation sur une séance puis à l’intérieur sur une autre. Si on utilise les coordonnées fixes de référence, on ne prend pas en compte fidèlement ces aléas et la dose in vivo calculée peut être largement sous estimée (ou surestimée) (Beyer 2007).