2.5 Conclusion
3.1.4 Prescription de la dose et calcul des Unités Moniteur
3.1.4.1 Calcul des Unités Moniteur
Les Unités Moniteur correspondent à un nombre proportionnel au flux de particules (photons, électrons, protons, ions carbone, ...) émises par la source du système considéré, et détectées par la chambre d’ionisation. La conversion du nombre d’Unités Moniteur (UM) en dose (Gray) permet de connaître le nombre d’UM avec lequel irradier le patient pour délivrer une dose connue (par exemple 1,8 Gy pour une fraction) au volume cible.
En vue d’une utilisation en routine clinique, l’idéal serait d’avoir deux approches différentes pour prédire le rapport entre la dose absolue absorbée et le nombre d’Unités Moniteurs (D/UM). Une première approche serait une méthode expérimentale à travers des mesures [Newhauser et al., 2002] ou des simulations Monte Carlo tandis que le logiciel de planification de traitement calculerait de façon analytique le facteur D/UM.
Plusieurs méthodes de calcul Monte-Carlo ont été proposées en particulier celle de [Paganetti, 2006] pour les faisceaux de protons de plus de 200 MeV, tandis que [Koch et al., 2008], et [Herault et al., 2007] prédisent la quantité de dose absorbée par Unité Moniteur pour les tumeurs ophtalmologiques, avec 2 % de précision pour des pics de Bragg modulés et des collimateurs de diamètres compris entre 0,75 cm et 3,40 cm d’après ce dernier.
Concernant les modèles analytiques mis au point afin de prédire les facteurs permettant d’estimer le rapport D/UM, appelé aussi "output factors", Kooy et al.
utilise un algorithme analytique développé pour les larges champs de traitement et les longs parcours (E > 200 MeV) à travers un paramètre combinant le parcours et
1cf. Partie 2.3.2.
2cf. Partie 2.3.2.
la largeur de modulation, au Massachussets General Hospital (MGH, Boston, USA) [Kooy et al., 2005]. Akagiet al. décrivent une méthode pour mesurer ces facteurs sans collimateur ni compensateur, utilisant un paramètre correctif qui prend en compte l’effet de diffusion à travers le collimateur et le compensateur [Akagi et al., 2006], pour les lignes de protonthérapie au Hyogo Ion Beam Medical Center (HIBMC, Hyogo, Japon).
Sahoo et al. présentent une procédure pour déterminer le rapport D/UM au M.D.
Anderson Cancer Center (Houston, USA) [Sahoo et al., 2008], tandis que Hsi et al.
étudient les "output factors" en fonction de la valeur du parcours et de la modulation au Midwest Proton Radiotherapy Institute (MPRI, Bloomington, USA) où les modulateurs de parcours sont placés en aval de la chambre d’ionisation monitrice qui mesure les Unités Moniteur [Hsi et al., 2009]. Enfin Kim et al. mesurent ces facteurs pour des conditions d’irradiation spécifiques (i.e. une combinaison d’un modulateur et d’un second diffuseur) et utilise les données mesurées afin de prédire le rapport D/UM pour chaque patient du Proton Therapy Center (National Cancer Center, Gyeonggi-do, Corée) [Kim et al., 2011]. Concernant les faisceaux de protons utilisés pour les traitements oculaires, Koch et al. développent un modèle basé sur Monte-Carlo mais purement analytique, implémentable dans n’importe quel logiciel de planification de traitement [Koch and Newhauser, 2010].
3.1.4.2 Procédure de l’ICPO
A l’ICPO, l’étalonnage absolu de la machine a lieu tous les ans dans les conditions de référence afin de calibrer la chambre monitrice en terme de dose absolue à l’aide d’une chambre d’ionisation de référence. Cette chambre, cylindrique ou parallèle, est étalonnée au 60Co dans le laboratoire d’étalonnage du CEA, le Laboratoire National Henry Becquerel. On mesure ainsi la dose en Gray correspondant à 1 Unité Moniteur après conversion du signal de la chambre de référence d’après le protocole d’étalonnage de dosimétrie absolue énoncé par le rapport de l’IAEA TRS 398 [IAE, 2000].
Ensuite, pour chaque champ de traitement de chaque patient, la dose en Gray est mesurée pour un nombre d’Unités Moniteur connu, afin d’estimer la variation du facteur D/U M par rapport au facteur(D/U M)ref obtenu en conditions de référence, au point de prescription. Ce point est situé à l’isocentre au milieu du plateau du rendement modulé en profondeur et où les variations d’épaisseur de compensateur sont les plus faibles, afin de minimiser les effets du collimateur et du compensateur.
Le modèle analytique de calcul du facteurD/U M utilisé à l’ICPO est basé sur celui développé par l’équipe de Boston [Kooy et al., 2005], [Kooy et al., 2003] et qui dépend du parcoursRet de la modulationM calculée à 95 %. L’expression de(D/U M)(R, M), donnée par l’équation 3.2, est fonction de cinq paramètresCF, a1, a2, a3, a4 à optimiser pour chaque option en fonction d’un grand nombre de mesures cliniques du facteur, pondérées de facteurs correctifs.
– D0,c est la dose mesurée en conditions de calibration de référence, à savoir un parcours de R = 16 cm et une modulation de M = 10 cm.
– (D/U M)ref est le facteur (D/UM) de calibration de référence égal à 0.92 Gy/UM.
– CF est un facteur qui corrige les changements observés d’une option à l’autre. Il est mesuré par option de parcours.
– Rmin est le parcours minimum de l’option considérée, il est défini pour chaque option par le système IBA.
– CP C prend en compte l’effet de la taille du porte-collimateur par rapport à celui de référence ; il est proche de 1.
– F SF représente l’influence du collimateur patient personnalisé. La variation de position du point de contribution au centre du plateau du pic de Bragg modulé est prise en compte par ailleurs grâce à la fonction de collimation et au calcul de pénombre3. Ainsi l’expression de F SF est le rapport de la dose avec collimateur et compensateur au point de contribution avec la dose sans collimateur et avec compensateur au point de contribution.
– Fcomp représente l’influence du compensateur personnalisé. Il est égal au rapport de la dose avec collimateur et compensateur au point de prescription avec la dose avec collimateur et sans compensateur au point de contribution.
– IF Stient compte de l’inverse carré de la distance au point de contribution.
3.1.4.3 Limites des modèles existants et du modèle implémenté
Dans plusieurs des modèles présentés ci-dessus, la mesure de la dose absolue absorbée diffère du calcul dans la partie proximale du pic de Bragg pour des ouvertures de faibles diamètres. Par exemple, Kochet al., qui prédisent le rapport D/UM avec 4,1 % de précision près de la surface du patient, et 0,3 % près du pic, expliquent ce phénomène par l’effet des protons diffusés par le collimateur qui perturbent la distribution de dose sur l’axe dans la partie proximale du rendement en profondeur pour des collimateurs de diamètres inférieurs à 1 cm [Koch and Newhauser, 2010].
De même, Daartzet al.remarquent le même effet de la taille de champ sur le calcul des "output factors " [Daartz et al., 2009] à l’instar de Zheng et al. qui présentent un modèle de calcul du rapport D/UM développé pour l’Uniform Scanning développé [Zheng et al., 2011] et qui remarquent une dépendance des "output factors" de presque 3
% en fonction de la taille du nez de traitement. Pour l’instant cet effet de contamination due à la diffusion des protons à travers le collimateur personnalisé du patient n’est pas pris en compte dans les modèles analytiques de calcul d’Unités Moniteur, mais il devrait l’être afin d’améliorer la précision du calcul4.
A l’ICPO, le modèle analytique de calcul des UM, basé sur celui de Kooy et al.,
3cf. Partie 3.4
4cf. Chapitre 5
présente la même limite. Par exemple, le calcul du Facteur d’Ouverture du Collimateur ne correspond pas à la mesure pour les valeurs d’ouverture inférieures à 5 cm de diamètre, comme le montre la Figure 3.3. Les courbes de FOC représentent le rapport entre la dose mesurée pour la taille de champ considérée et la dose mesurée avec la taille de champ de référence, à la même profondeur. Elles dépendent de la taille du porte-collimateur et de la valeur du parcours initial. En revanche, les éléments diffusants du banc de mise en forme du faisceau tels que le modulateur, les diffuseurs et le filtre binaire font très peu varier la dose à l’isocentre (car la Distance Source effective Axe varie peu). Par conséquent, l’influence de ces éléments sur les courbes de FOC est négligeable.
FIG. 3.3 – Facteur d’Ouverture de Collimateur (FOC) en fonction du diamètre du collimateur pour trois parcours différents.
De la même façon que précédemment, ces inexactitudes pourraient être réduites si nous prenions en compte la contamination des protons qui diffusent dans le collimateur.
Néanmoins, pour les grandes tailles de champ les FOC calculés et mesurés présentent aussi des divergences, plus faibles certes, mais qui sont cette fois dues à la diffusion grand angle des protons.
3.1.4.4 Conclusions
En protonthérapie, pour la technique de double diffusion, les algorithmes analytiques de calcul d’Unités Moniteur sont rares. L’ICPO se base sur le modèle développé à Boston, car ce sont eux qui ont le plus de validations cliniques par rapport à leur calcul d’UM à ce jour (6 ans de traitement). Pour la routine clinique, nous utilisons encore les mesures quotidiennes de conversion du facteur D/UM, mais nous faisons évoluer notre modèle analytique avec les retours expérimentaux. En outre, l’idéal serait de pouvoir prendre en compte la contamination du collimateur dans le calcul de D/UM afin de s’affranchir des incertitudes dues à ce sur-dosage, comme le reportent la littérature et les mesures réalisées à l’ICPO.