Partie 1, Approche simple: Calcul de la dose sur l'axe du faisceau

Chapitre III : Estimation de la dose in vivo à partir du signal transmis

IV.1 Partie 1, Approche simple: Calcul de la dose sur l'axe du faisceau

IV.1.1

Introduction

Un formalisme permettant de calculer la dose dans le patient à partir du signal transmis a été développé à l’Institut Curie. Il est basé sur l’utilisation d’un jeu de données mesurées dans des situations de références, représentatives des configurations de traitement. Des tables de données ont été constituées à partir de mesures acquises avec des champs carrés symétriques et de fantômes parallélépipédiques homogènes. Cependant, la plupart des traitements actuels sont réalisés avec des champs irréguliers, parfois modulés. De plus, les milieux traversés dans le patient ne sont pas homogènes et présentent des hétérogénéités plus ou moins importantes.

Initialement (Berger 2006b), afin de prendre en compte les données réelles du patient, le calcul de dose était réalisé en utilisant les distances radiologiques ainsi que la taille de champ équivalente, données directement par le TPS Eclipse (Varian MS, Palo Alto, US). Il a également été montré que la formule de Day (Day 1972 ; Day 1983) permettait, dans cette problématique, d’intégrer la prise en compte des champs asymétriques et rectangulaires (2006b). Cette étude va décrire comment la prise en compte de la singularité de chaque faisceau de traitement a été considérée. D’une part, la formule de Day a été adaptée afin de prendre en compte la surface irradiée. D’autre part, les longueurs géométriques et radiologiques sont toutes les deux été intégrées au calcul afin de prendre en compte, en chaque point, sa position physique, mais aussi la présence de tissus avec une densité différente de celle de l’eau.

Cette modélisation permettant la reconstruction de la dose sur l’axe est une étape intermédiaire avant le développement d’une méthode plus complète basée sur la séparation du primaire et du diffusé (Partie 2). Le but de cette étape intermédiaire était de mettre rapidement en place les mesures in vivo en routine clinique, parallèlement aux développements en cours. Cette partie est donc une introduction à la Partie 2, l’ordre ainsi

défini suit l’historique de la mise en place de la dosimétrie in vivo en transmission à l’Institut Curie.

IV.1.2

Description de la Méthode

La description des différentes modélisations utiles à la prise en compte des complexités du patient est présentée par étape. La première partie traite de la prise en compte de la complexité du champ de traitement (asymétries et irrégularités) alors que la seconde partie explique les grandeurs définies dans la prise en compte des hétérogénéités du patient.

IV.1.2.1 Détermination d’un champ rectangulaire équivalent

Afin de prendre en compte les irrégularités et les asymétries du champ de traitement un champ d’irradiation rectangulaire équivalent au champ de traitement a été défini. Dans les traitements actuels le champ d'irradiation est souvent irrégulier, car ajusté à la forme du volume cible (PTV). C’est le concept fondamental de la Radiothérapie Conformationnelle (RC3D). Cet ajustement est facilité actuellement par la simulation du traitement sur un examen anatomique tridimensionnel du patient à l’aide des TPS. La présence d’un collimateur multi-lames (MLC) sur la plupart des accélérateurs linéaire facilite la conformation des champs. Par la suite, seul le collimateur multi-lames sera évoqué mais sous ce terme sont inclus tous les accessoires permettant de définir la forme du champ d’irradiation. L’hypothèse est faite que les mâchoires du collimateur principal sont ajustées à la forme du champ ainsi créé. Par ailleurs, le débit de dose (Gy/UM) est fonction de la surface irradiée (ouverture du MLC). La position des mâchoires X et Y du collimateur principal est exprimée en fonction des positions X1, X2 et Y1, Y2, donnant de part et d’autre, la distance des mâchoires par rapport à l’axe du faisceau. Suivant ces hypothèses, le champ équivalent rectangulaire est calculé de manière itérative (Figure III.1) selon les étapes suivantes :

• La surface irradiée délimitée par le MLC, Sirradiée, est calculée

• La surface délimitée par les mâchoires du collimateur, Scolli est également calculée :

Scolli = (X1+X2) * (Y1+Y2) Eq. III.1

• Si Scolli ≤ Sirradiée alors le champ équivalent est le champ délimité par le collimateur

principal

• Sinon les mâchoires (X1, X2, Y1, Y2) sont rapprochées une à une d’une distance d (petite devant la taille de champ, par exemple 0.1cm)

• La surface délimitée par les mâchoires du collimateur est calculée avec les nouvelles valeurs de X1, X2 et Y1, Y2 soit X1’, X2’ et Y1’, Y2’.

• L’égalité est à nouveau testée (Equation III.1), si elle n’est pas vérifiée, alors l’itération continue en soustrayant à nouveau d aux dernières positions des mâchoires. Ces itérations sont terminées lorsque la condition est remplie.

Au final, au bout de n itérations

n*d.

Pour les champs RCMI étudiés, le mouvement des lames est dynamique pendant l’irradiation. La forme du champ MLC est prise comme la forme du champ définit par le premier et le dernier segment de ce mouvement (Nicolini 2006). Cette appr

permet d’intégrer la forme du champ dans le calcul, mais pas la fluence en photon.

Figure III.1 : Détermination du champ rectangulaire asymétrique équivalent au champ de traitement. La surface irradiée par le champ complexe de traitement est

déplacement de chaque mâchoire est

A partir de ce champ rectangulaire

appliquée pour le calcul de chaque fonction du formalisme de calcul de la dose in vivo

Rapport Tissu Maximum (RTM

Conversion (FC).

Figure III.2 : Détermination d'une fonction dosimétrique pour un champ asymétrique en

utilisant la formule de Day. Y1

Y2 Y1

, au bout de n itérations, chaque mâchoire a été déplacée de

permet d’intégrer la forme du champ dans le calcul, mais pas la fluence en photon.

: Détermination du champ rectangulaire asymétrique équivalent au champ de traitement. La surface irradiée par le champ complexe de traitement est

mâchoire est identique.

rectangulaire équivalent, la formule de Day (Figure

pour le calcul de chaque fonction du formalisme de calcul de la dose in vivo RTM), le Rapport Tissu Maximum fini (RTMf),

: Détermination d'une fonction dosimétrique pour un champ asymétrique en

X1 X2 X1 X2 Y1 ’ Y2 ’ X1’ X2’ Y1 ’ Y2 ’ X1’ X2’

S

_irradiée

chaque mâchoire a été déplacée de la même quantité

permet d’intégrer la forme du champ dans le calcul, mais pas la fluence en photon.

: Détermination du champ rectangulaire asymétrique équivalent au champ de

traitement. La surface irradiée par le champ complexe de traitement est conservée. Le

la formule de Day (Figure III.2) est ensuite

pour le calcul de chaque fonction du formalisme de calcul de la dose in vivo: le et les Facteurs de

IV.1.2.2 Prise en compte des hétérogénéités du patient:

Le formalisme de dosimétrie in vivo permet l'estimation de la dose dans le patient à partir d’une mesure du signal transmis (Chapitre I, Partie 4). Ce calcul est réalisé point par point. Une fonction, le RTMf, a été définie afin de convertir une mesure en présence du patient à une mesure sans lui. Il dépend à la fois du positionnement géométrique du patient, zt, mais

également de la densité des milieux traversés. Pour prendre en compte simultanément ces deux influences, zt a été défini selon l'équation suivante:

rad calc t DSD DSC z z =( − )+ Eq. III.2 Avec t

z , la profondeur en transmission définie pour le RTMf DSD, la distance source détecteur

DSC, la distance source point de calcul

rad calc

z , la profondeur radiologique au dessus du point de calcul Les grandeurs utiles à ce calcul sont reportées sur la figure III.3.

Figure III.3 : Représentation des grandeurs utilisées pour modéliser le patient et sa géométrie. Ces grandeurs sont définies dans le texte.

Au travers de cette définition, la position géométrique du point d’intérêt est prise en compte mais également la localisation de l’hétérogénéité. Pour un couple épaisseur physique et radiologique donné, plusieurs valeurs de zt sont possibles en fonction de la

rad

t

rad calc

z

max

z

D S D D S C Patient Détecteur

profondeur équivalente. L’exemple d’un patient avec une cavité d’air est illustré dans la figure III.4. Les épaisseurs physiques et radiologiques sont les mêmes dans les 3 cas considérés. La zone grise foncée est équivalente à une densité électronique faible (air).

Figure III.4 : Positionnement virtuel du patient utilisé dans le calcul, zt. Cette position tient compte de la présence d’hétérogénéités, en fonction de sa position relative au point de calcul. La valeur de zt est différente pour chaque point de calcul. La partie supérieure représente le patient, la partie inférieure représente le détecteur idéal, la zone grise foncée illustre la présence d’une hétérogénéité de type air (densité faible, trad < t).

IV.1.3

Discussion

Les techniques de traitement actuelles (RC3D, RCMI) consistent à délivrer la dose au patient à l’aide de faisceaux complexes. Des irrégularités et des asymétries peuvent être présentes. Les données de référence tabulées sont alors insuffisantes. Le modèle de calcul doit donc exprimer ces singularités à partir des valeurs de référence. Pour cela, un champ rectangulaire équivalent a été décrit. La surface irradiée et la position des mâchoires du collimateur principal sont toutes deux prises en compte. L’asymétrie du faisceau de traitement est assimilée à celle du collimateur même en présence d’un collimateur multi- lames. Il s’agit d’une approximation que ne sera pas vérifiée dans certains cas complexes, comme par exemple le champ en forme de L, utilisé pour l’assurance de qualité des TPS (Venselaar 2001). Pour ce champ, la position des mâchoires du collimateur n'est pas représentative de la forme du champ irradié défini par le MLC ou les caches en cerrobend. Cependant, dans l’ensemble, cette approximation reste acceptable. La modulation d’intensité du faisceau n'est également pas considérée par ce modèle. Plusieurs auteurs ont déterminé des méthodologies pour calculer un champ équivalent au champ de traitement. La complexité augmente le plus souvent avec la précision souhaitée. Il peut être par exemple déterminé par rapport à la quantité de diffusé calculée à une profondeur donnée (Sanz 2002). Cependant, dans le cadre de la dosimétrie in vivo, la méthode doit être de préférence indépendante et non corrélée au calcul du TPS. C’est pour cela que l’utilisation de données calculées par le TPS n’a pas été retenue pour la détermination du champ équivalent. Les seules données utilisées dans les calculs réalisés avec les champs de traitements sont la

1 2 3

Cas concrets possibles Géométries équivalentes

zt(1)_z

t(2)

zt(3)

trad

100

position des mâchoires et la surface irradiée. Afin de garantir un contrôle complet, ces deux valeurs peuvent être contrôlées sur l’image portale acquise pendant le traitement.

Afin de prendre en compte les densités électroniques traversées dans le patient, il est possible de calculer des longueurs radiologiques à partir des unités Hounsfield lues dans chaque voxel de l’imagerie scanner du patient servant à la planification. Ce qui demande un contrôle de qualité efficace de la calibration en densités scanner. Ces données sont utilisées pour l’épaisseur entière du patient et pour la profondeur du point de calcul. Avec l’utilisation de ces longueurs radiologiques, l’atténuation de la composante primaire du faisceau ainsi que le diffusé sont mieux modélisés. Le milieu traversé est supposé comme étant latéralement homogène par rapport à l’axe du faisceau, ce n’est pas toujours le cas (sein, thorax...). Cette prise en compte sera envisagée dans la partie suivante (Partie B) par une séparation Primaire / Diffusé.

Pour finir, cette méthode de calcul permet de prendre en compte la localisation des hétérogénéités en séparant le patient en deux volumes, en amont et en aval du point de calcul. Ce calcul point à point a pour but d’améliorer la prise en compte du diffusé par rapport à une simple déformation symétrique globale du patient.

IV.2 Partie 2: Extension de la méthode aux traitements

Dans le document Dosimétrie in vivo en radiothérapie externe avec imageurs portals au silicum amorphe : de la méthode à la validation clinique (Page 95-100)