Étude du potentiel clinique d’une sonde
échographique transadominale 3D pour son
utilisation au moment des traitements de
curiethérapie du cancer du col utérin
Mémoire
Patricia St-Amant
Maîtrise en physique médicale Maître ès sciences (M.Sc.)
Québec, Canada
Étude du potentiel clinique d’une sonde
échographique transadominale 3D pour son
utilisation au moment des traitements de
curiethérapie du cancer du col utérin
Mémoire
Patricia St-Amant
Sous la direction de:
Résumé
Dans le présent mémoire, le potentiel d’un prototype de la sonde Clariry AutoScan modifiée pour la curiethérapie gynécologique est évalué. Au terme du projet, le but est de déterminer si la sonde peut être intégrée au processus clinique et si la planification de traitement faite sur image par tomodensitométrie (TDM) peut être améliorée par l’ajout d’une échographie transabdominale tridimensionnelle (3DTAUS).
Pour ce faire, un total de 19 patientes ont été analysées au cours des différentes étapes du projet. La première partie, l’analyse des contours, comprenant une analyse de faisabilité a été réalisée. Dans cette section, différents éléments devaient être jugés visibles ou non sur les trois modalités d’imagerie (imagerie par résonnance magnétique (IRM), TDM et 3DTAUS) sur les images de 6 patientes. Par la suite, le volume cible clinique à hauts risque (High Risk Clinical Target Volume, HR-CTV) de 8 patientes a été délimité et une analyse comparative de volume et de dimensions a été réalisée. La dernière étape a été d’évaluer les plans de traitements optimisés sur IRM, TDM et TDM-3DTAUS réalisés pour 5 patientes. Pour fin de comparaison, les plans faits sur IRM ont été également évalués sur TDM et TDM-3DTAUS et les plans TDM et TDM-3DTAUS, sur l’IRM.
L’analyse de faisabilité a montré que la sonde permet de voir le HR-CTV. Cependant, le rec-tum, le sigmoïde de même que les ovoïdes ne peuvent être visualisés sur le 3DTAUS. Pour les analyses de contours, en moyenne, les contours se rapprochant davantage du standard à atteindre, l’IRM, sont faits sur le 3DTAUS, mais avec une plus grande variation des contours que le TDM. Pour la planification de traitement, l’ajout du 3DTAUS au TDM permet d’obte-nir une dosimétrie plus près de celle obtenue sur l’IRM comparativement au TDM seul. L’utilisation clinique du 3DTAUS est plausible. L’ajout du 3DTAUS permet d’obtenir une dosimétrie plus près de celle sur IRM que le TDM seul, et dans le cas de l’Hôtel-Dieu, avec une charge clinique moindre que l’IRM.
Abstract
The present work explores the clinical potential of the adapted prototype of the Clarity Au-toScan probe for gynecological brachytherapy use. The goal of this project is to determine whether a 3D transabdominal ultrasound (3DTAUS) can improve treatment planning when combine to computed tomography (CT) compared to CT-based treatment planning.
For the purpose of this work, 19 patients were analyzed along the various steps of the study. The two main parts are the contour analysis and the treatment planning analysis. In the first part, images set (magnetic resonance images (MRI), CT and 3DTAUS) of 6 patients were analyzed to determine the visibility of various structures. The comparative high-risk clinical target volume (HR-CTV) contour analysis included 5 patients was performed with 4 images sets (MRI, CT, 3DTAUS and CT-3DTAUS). The HR-CTV volume and lateral dimensions were compared to the reference set, the MRI. Treatment plans optimized on MRI, CT and CT-3DTAUS were elaborated for 5 patients. MRI treatment plans were evaluated on CT and CT-3DTAUS, and CT and CT-3DTAUS were evaluated on MRI.
CTV and tandem can be seen on 3DTAUS counter to rectum, sigmoid and ovoids. HR-CTV contour analysis shows that 3DTAUS contours, on average, are the ones closer to MRI but with the higher variability. For treatment planning, the treatment plans optimized on CT-3DTAUS are the one closer to MRI, showing improvement to CT plans while combining it to 3DTAUS.
For complete 3D treatment planning, 3DTAUS can be used alone. However, the CT-3DTAUS fusion allows treatment plans closer to MRI than CT alone. For the reason, 3DTAUS should be added to the current clinical workflow when MRI is not available.
Table des matières
Résumé iii
Abstract iv
Table des matières v
Liste des tableaux vii
Liste des figures viii
Liste des abéviations x
Remerciements xii
Avant-propos xiv
Introduction 1
Le cancer du col utérin . . . 1
Les traitements possibles . . . 3
La problématique . . . 6
Objectifs . . . 7
1 Concepts théoriques 9 1.1 Traitements de curiethérapie. . . 10
1.2 Techniques d’imagerie . . . 16
1.3 Sonde Clarity AutoScan . . . 21
2 Use of 3D-transadominal Ultrasound Imaging in Cervical Cancer Brachythe-rapy : HR-CTV delineation comparison to MRI and CT 27 2.1 Résumé . . . 27
2.2 Abstract . . . 28
2.3 Introduction . . . 29
2.4 Material and Methods . . . 29
2.5 Results . . . 34
2.6 Discussion . . . 36
2.7 Conclusions . . . 38
2.8 Acknowledgements. . . 39
3 Investigational Use of 3D- transabdominal Ultrasound Imaging for Treat-ment Planning in Cervical Cancer Brachytherapy : Comparison to Magnetic
Resonance and Computed Tomography 40
3.1 Résumé . . . 40
3.2 Abstract . . . 41
3.3 Introduction . . . 42
3.4 Material and Methods . . . 43
3.5 Results . . . 45 3.6 Discussion . . . 46 3.7 Conclusion . . . 50 3.8 Acknowledgements. . . 50 3.9 Conflict of Interest . . . 50 Conclusion 53 Bibliographie 55
Liste des tableaux
0.1 Descriptions des différents stades du cancer du col de l’utérus, une version
traduite et simplifiée du tableau de classification du FIGO. . . 4
1.1 Structures d’intérêts pour le traitement du cancer du col. . . 11
1.2 Doses maximales recommandées par l’ABS pour les OARs lors des traitements
de curiethérapie. . . 12
1.3 Paramètres dosimétriques pour les traitements de radiothérapie, comprenant
la radiothérapie externe et la curiethérapie . . . 14
1.4 Paramètres dosimétriques pour l’évaluation des plans de traitements . . . 14
1.5 Caractéristiques des sources utilisées pour les traitements de curiethérapie à
haut débit de dose. . . 16
1.6 Résumé des principes de fonctionnements des modalités d’imagerie présentées. 21
1.7 Résumé des principaux avantages et inconvénients de chaque modalité
d’ima-gerie présentée. . . 21
2.1 Mean and standard deviation of the volume and dimension measurements compared to MRI with and without the outliers. For each distribution contai-ning outliers, the number of outliers is given. The paired t-test p-value is also
presented when compared to MRI and CT. . . 36
3.1 Mean and standard deviation of the dosimetry index to evaluate the treatment plan optimized (A) and evaluated (B) on the imaging modalities (A/B). V100
is normalized to planning-aim dose (7 Gy). . . 45
3.2 Mean and standard deviation of dose (Gy) to 2cc and 0.1cc bladder and rec-tum/sigmoid volume for treatment plan optimization made on imaging
Liste des figures
0.1 Les 10 plus importants types de cancers chez les femmes sont présentés en fonction de la localisation de la population. Les sous-figures a et b montrent les statistiques dans le monde en général, c et d, celles dans les pays développés
(PD) et e et f, celles dans les pays sous-développés (PSD). . . 2
0.2 Schéma de l’appareil reproducteur féminin de la SCC (Reproduction permise
par la SCC). . . 3
0.3 Les équipements utilisés pour la radiothérapie : un accélérateur linéaire (a) pour la radiothérapie externe et un projecteur de source (b) pour la
curiethé-rapie. . . 6
1.1 Processus illustrant les différentes étapes comprises dans un traitement de
cu-riethérapie pour le cancer du col utérin. . . 9
1.2 Schéma des applicateurs gynécologiques utilisés dans le cas du cancer du col
utérin.. . . 10
1.3 Schéma du positionnement des points H (équivalents aux points A) sur une
radiographie montrant une coupe coronale. . . 13
1.4 Schéma du positionnement des points H (équivalents aux points A) sur une
radiographie montrant une coupe coronale. . . 13
1.5 Schéma de la composition de la Flexisource, source d’Ir-192 se trouvant dans
le Flexitron de la compagnie Elekta. . . 16
1.6 Schéma de la production d’une onde échographique à l’interface entre deux
milieux. . . 20
1.7 Salle de curiethérapie comprenant l’équipement nécessaire à l’insertion de
l’applicateur, le TDM, le 3DTAUS et le projecteur de source pour le traitement. 22
1.8 Coupes sagittales (a), coronales (b) et transverses (c) pour un volume 3D
re-construit. . . 23
1.9 Le système de localisation de la sonde Clarity est composé de marqueurs sur la sonde et d’un système de localisation permettant de situer la sonde dans
l’espace. . . 24
1.10 Alignement du fantôme sur les lasers de la salle afin de le localiser dans
l’es-pace en fonction du référentiel du TDM. . . 24
1.11 Présentation des différentes étapes de l’utilisation clinique de la sonde. . . 25
1.12 Bras articulé permettant le positionnement de la sonde sur l’abdomen de la
patiente . . . 25
2.1 The Clarity AutoScan probe is located within the brachy suite. This location allows acquiring CT and ultrasound images in the same patient position, one
2.2 Images obtained by the imaging modalities used in the study. A) MRI, the reference set, B) CT, C) 3DTAUS and D) CT-3DTAUS. The MRI is made prior
to brachytherapy, with no applicator in place. . . 32
2.3 Structure’s visibility according to the imaging techniques. The ultrasound of-fers poor visibility for all structures behind the uterus and below vagina fun-dus. The applicator is not in place when MRI is performed. One patient had a
prior colectomy with a permanent ileostomy. . . 35
2.4 Comparison of applicator visualization for a patient with normal amount of gel (a), with additional gel improving ovoids visualization (b) and applicator placed using only 3DTAUS of the CT-3DTAUS and visualised on the CT view
(c). . . 35
3.1 MRI treatment plans evaluated on each imaging modality (MRI : first line, CT-3DTAUS : second line, CT : third line and CT-3DTAUS : fourth line) for a patient for which the MRI allowed small improvements compared to CT plans.Isodose’s line are normalized to the planning-aim dose 7 Gy (purple-grey : 200% ; dark blue : 175% ; blue : 150% ; yellow : 125% ; red : 100% ; dark blue : 90% ; green :
75%). . . 47
3.2 MRI treatment plans evaluated on each imaging modality (MRI : first line, CT-3DTAUS : second line, CT : third line and CT-3DTAUS : fourth line) for a patient with important contour variations between imaging modalities. The plan ba-sed on CT-3DTAUS imaging is closer to the MRI-baba-sed plan when compared to CT. Isodose’s line are normalized to the planning-aim dose 7 Gy (purple-grey : 200% ; dark blue : 175% ; blue : 150% ; yellow : 125% ; red : 100% ; dark
blue : 90% ; green : 75%). . . 51
3.3 Clinical workflows of MRI based and CT-3DTAUS-based treatment planning. * In the case of MRI is located outside the brachytherapy room or even the radiation oncolocy department, patient transportation across the department
Liste des abréviations
ABS American Brachytherapy Society AP AnteroposteriorBT Brachytherapy
CT Computed Tomography CT-3DTAUS CT and 3DTAUS fusion CTV Clinical Target Volume DR Diagnostic radiologist EBRT External bean radiotherapy
EQD2 Equivalent total dose in 2-Gy fractions
FIGO International Federation of Gynaecology and Obstetrics
GEC-ESTRO The Groupe Européen de Curiethérapie (GEC) and the European SocieTy for Ra-diotherapy & Oncology (ESTRO)
GYN Gynecology
ICRU International Commission on Radiation Units and Measurements IGABT Image Guided Adaptative Brachytherapy
IRM Imagerie par résonnance magnétique HDD Haute débit de dose
HDQ Hôtel-Dieu de Québec
HU Hounsfield units (nombre Hounsfield) MRI Magnetic Resonnance Imaging
OCB Oncentra Brachy
OAR Organe à risque - Organs at Risk RO Radiation Onclogist
RT radiothérapie
SCC Société Canadienne du Cancer TDM Tomodensitométrique
3DUS Ultrason tridimensionnel
3DTAUS Ultrason tridimensionnel transabdominal 3DTRUS Ultrason tridimensionnel transrectal
Remerciements
La réalisation du présent projet n’aurait pu être possible sans le travail d’équipe colossal qui se trouve derrière. Pour cette raison, j’aimerais remercier tous ceux qui y ont contribué et qui m’ont permis de produire le présent mémoire dans sa forme actuelle. Sans eux, le travail présenté n’aurait pas été le même.
Premièrement, j’aimerais remercier Sylviane Aubin et Marie-Claude Lavallée, physiciennes médicales à l’Hôtel-Dieu de Québec (HDQ). Elles ont pris le temps de m’apprendre diffé-rentes facettes de la curiethérapie, me donner leur opinion professionnelle sur plusieurs as-pects concernant mon projet de maîtrise, et bien plus encore. Sylviane s’est montrée patiente et attentive pour répondre à mes questions concernant des décisions cliniques entourant mon projet, mais également au sujet de toutes celles entourant le monde de la curiethérapie, et ce, malgré la charge de travail colossale qui reposait sur ses épaules. Les conseils et en-couragements de Marie-Claude m’ont grandement aidé au cours de cette maîtrise. Elle m’a été d’une aide précieuse pour finir cette aventure en beauté. J’aimerais également remercier Luc Beaulieu de m’avoir donné ma chance dans le monde de la physique médicale, en m’ac-ceptant tout d’abord comme stagiaire d’été, puis comme étudiante à la maîtrise. J’aimerais le remercier pour les conseils donnés afin de garder un regard rigoureux face à la physique du projet alors qu’il est facile de se perdre dans les considérations cliniques.
J’aimerais également remercier plusieurs personnes également impliquées dans le projet, et dont le temps fût précieux pour la réalisation du projet. Premièrement, je remercie les radio-oncologues, Dr William Foster et Dre Marie-Anne Froment. Malgré leur horaire plus que surchargé, ils ont été présents pour toutes les tâches et décisions. Leur avis médical concer-nant certaines de mes questions a été grandement apprécié tout au long du projet. J’aimerais également remercier l’équipe de technologues en curiethérapie pour leur collaboration. Vous êtes une équipe formidable.
Toute cette aventure n’aurait pas été possible sans une présentation faite par le chef de ser-vice de physique médicale, Mario Chrétien, et à laquelle j’ai assisté en première année de mon baccalauréat en génie physique. À ce moment, j’ai su que c’était ce dans quoi je voulais effectuer mes études graduées. J’aimerais également remercier Carl Côté de m’avoir donné ma chance en tant que stagiaire à l’HDQ. Cette expérience m’a permis de toucher à plusieurs
autres facettes de la physique médicale en travaillant sur la maintenance des appareils de traitement et quelques tâches en curiethérapie. J’aimerais remercier l’équipe de physique en général pour leur collaboration formidable et leur disponibilité lorsque j’avais des questions. Le GRPM a rendu les études graduées une expérience pleine de vie. C’est un groupe d’étu-diants formidable. Je suis contente d’avoir eu la chance de rencontrer chacun d’entre vous. Au cours des différentes activités de formations, j’ai eu la chance de découvrir des coéqui-piers et collègues drôles et attachants. Une salutation spéciale à ceux du bureau du Couillard ; les pique-niques du midi m’ont permis de découvrir des personnes passionnantes.
Et j’aimerais remercier ma famille pour son soutien tout au long de mes études. Et fina-lement, merci à Olivier, pour tous les encouragements et la compréhension dont tu as fait preuve tout au long de cette aventure.
Avant-propos
Le projet présenté dans le présent mémoire se divise en deux parties : l’analyse de contours sur les différentes modalités d’imagerie et la planification de traitement sur ces images. Ces deux éléments ont conduit à la rédaction d’un article. Ces papiers sont insérés dans le présent mémoire. Les deux papiers ont été soumis au Brachytherapy Journal le 1er novembre 2016. Le deuxième papier a été accepté avec corrections mineurs.
Pour le premier article, la version présentée dans le mémoire est celle soumise au Brachy Journal. La mise en page et la numérotation des figures sont modifiées pour l’insertion de cet article au mémoire. Les éléments étant tous pertinents pour le présent mémoire, il a été décidé de conserver l’article en entier. En ce qui concerne le deuxième article, tous les élé-ments de l’article sont également inclus puisque jugés pertinents au présent travail. La ver-sion présentée est celles comprenant les corrections apportées sur aux commentaires faits par la pairs dans le processus d’évaluation d’articles.
Tous les auteurs ont collaboré à la rédaction du premier article et quelques-uns sont restés pour le deuxième. Les auteurs ayant participé aux deux articles sont : Dr William Foster, Dre Marie-Anne Froment, Sylviane Aubin, Marie-Claude Lavallée et Luc Beaulieu. Le Dr Foster est radiooncologue pour le CHU de Québec – Université Laval à l’Hôtel-Dieu de Québec (HDQ) spécialisé gynécologie et urologie de même qu’en curiethérapie. La Dre Marie-Anne Froment est radiooncologue pour le CHU de Québec à l’HDQ. Sylviane Aubin, MSc., et Marie-Claude Lavallée, PhD Ing. Jr, sont physicienne médicale pour le CHU de Québec à l’Hôtel-Dieu de Québec au département de radio-oncologie. Elles travaillent toutes deux dans la branche de curiethérapie. Luc Beaulieu, PhD est physicien médical et directeur du programme de physique médicale de l’Université Laval. Il est également mon directeur de recherche pour mon projet de maîtrise. Les auteurs suivants ont collaboré pour le début du projet et ont collaboré pour le premier article uniquement. Dre Patricia Noël, radiologiste spécialisée en gynécologie, travaille pour le CHU de Québec à l’HDQ. Nathalie Dufourd est technologue engagée pour la recherche au département au moment des expériences com-prises dans le premier article.
Dans le premier article, je suis deuxième auteure, le contenu touchant davantage aux défi-nitions médicales des différents volumes. Les médecins avaient pour tâches de définir les
régions à haut risque sur les différentes modalités d’imagerie. Mon rôle a été de faire l’ana-lyse de volume et de dimensions de ces contours faits et d’extraire les tendances entre les différentes modalités d’imagerie. Les tableaux et figures contenus dans l’article résultent de mon analyse. J’ai également rédigé la partie des matériels et méthodes portant sur l’analyse des contours ainsi que les résultats qui y sont associés. J’ai également participé activement à la correction de l’article et à l’élaboration de tous les éléments visuels s’y trouvant. Pour le deuxième article, je suis le premier auteur. Les principales manipulations de cette partie ainsi que les analyses qui y sont rattachées résultent de mon travail. J’ai produits les élé-ments visuels ainsi que rédigé l’article en entier. Les coauteurs ont cependant fortement aidé à sa révision pour l’amener à la version soumise et présentée dans le présent mémoire.
Introduction
Le cancer du col utérin
Étendu de la maladie
Le terme cancer désigne des cellules ayant subi des mutations et se divisant de façon incon-trôlable [1]. Elles représentent un danger pour la santé en raison de leur potentiel à envahir d’autres tissus [2]. Le type de cancer d’intérêt dans le présent ouvrage est celui prenant nais-sance dans les cellules du col utérin et est désigné comme le cancer du col de l’utérus. Au Canada, le cancer est la première cause de décès avec une proportion de 29,9% en 2011 [3]. En 2015, le nombre de diagnostics de cancer est estimé à 196 000 au pays [4]. En raison de la population vieillissante et de la croissance démographique, le fardeau du cancer ne cesse d’augmenter. Chez la femme, le cancer du col utérin représente 1,5% des cas de can-cer. La Société canadienne du cancer (SCC) estime que 1500 femmes ont reçu un diagnostic de cancer du col et que 380 en sont mortes en 2015. En 2010, les chances pour une femme canadienne d’être atteinte du cancer du col était de 1 sur 152 et de 1 sur 475 d’en mourir [3]. Le cancer du col utérin est le 4e type de cancer chez la femme dans le monde en ce qui concerne l’incidence et la mortalité (figures 0.1a et 0.1b). La proportion de cas de cancers varie cependant en fonction de la situation géographique. En effet, les taux d’incidence et de mortalité diffèrent entre les pays développés, dont fait partie le Canada, et ceux en voie de développement. Plus de 80% des cas de cancer du col se trouvent dans les pays en voie de développement (figures0.1cet0.1d). Pour ce qui est des pays industrialisés, l’incidence et la mortalité sont moindres (figures0.1eet0.1f). La différence provient principalement des pro-grammes de dépistages dans les pays industrialisés permettant de diagnostiquer des états précancéreux et de les traiter avant même l’apparition de la maladie. Pour ces deux réalités, les ressources disponibles ne sont pas les mêmes, et par conséquent, les traitements pou-vant être offerts diffèrent. Pour les pays développés, l’importance est mise sur l’amélioration constante des traitements et du diagnostic, alors que dans le cas des pays sous-développés, on mise davantage à rendre disponibles le diagnostic et le traitement au plus grand nombre de femmes possible [5].
(a) (b)
(c) (d)
(e) (f)
FIGURE 0.1 – Les 10 plus importants types de cancers chez les femmes sont présentés en fonction de la localisation de la population. Les sous-figures a et b montrent les statistiques dans le monde en général, c et d, celles dans les pays développés (PD) et e et f, celles dans les pays sous-développés (PSD). (Données statistiques tirées de [6].)
Anatomie de la maladie
Le col utérin est la partie de l’appareil reproducteur féminin reliant le vagin à l’utérus (figure
0.2). Le cancer du col utérin est une tumeur maligne prenant naissance dans des cellules du col utérin et ayant la capacité de se propager dans d’autres parties du corps [7]. Les tumeurs peuvent prendre principalement deux formes, soit celle d’un carcinome épidermoïde du col
de l’utérus, pour le cancer prenant naissance dans les cellules plates et minces formant le revêtement extérieur du col, ou des adénocarcinomes, pour le cancer prenant naissance dans les cellules produisant le mucus se trouvant dans le col [7]. D’autres types de cancers, plus rares, sont également possibles.
FIGURE0.2 – Schéma de l’appareil reproducteur féminin de la SCC (Reproduction permise par la SCC).
Différentes caractéristiques permettent de déterminer le stade de la maladie soit la dimen-sion de la tumeur, l’extendimen-sion aux tissus environnants et la présence de métastases secon-daires. Le système définissant les caractéristiques précises des différents stades est le système de classification de l’International Federation of Gynecology and Obstetrics (dont l’acro-nyme officiel est FIGO) [8]. Un résumé des éléments de classification est présenté au tableau
0.1. Différents éléments affectent le pronostic d’une patiente soit le stade de la maladie, l’état de santé général de la patiente ainsi que son âge. Dans tous les cas, plus la maladie est avan-cée et moins bon est le pronostic. Cependant, plus une patiente est jeune, plus celle-ci a de chance de guérir de la maladie en raison d’un meilleur état général [9].
Les traitements possibles
Au Canada et dans les pays développés, plusieurs types de traitements sont offerts : la chi-rurgie, la chimiothérapie et la radiothérapie et plusieurs combinaisons possibles de ces diffé-rents traitements. Les traitements offerts varient selon plusieurs critères : le stade du cancer, l’âge de la patiente, l’état de santé général, le désir de la patiente de tomber enceinte et le choix personnel de la patiente [10, 11]. Un survol des différents traitements est présenté. D’une part, les traitements n’impliquant pas la radiation, soient la chirurgie et la
chimio-TABLE 0.1 – Descriptions des différents stades du cancer du col de l’utérus, une version traduite et simplifiée du tableau de classification du FIGO [8].
Stade Description
I Le carcinome est strictement confiné au col (extension au corps utérin non consi-déré).
IA L’invasion du cancer est identifiée macroscopiquement uniquement. (Toutes les lésions macroscopiques, même avec une invasion superficielle, sont des cancers de Stade IB.) L’invasion est limitée à l’invasion du stroma mesurée avec une pro-fondeur maximale de 5 mm et pas plus large que 7 mm.
IB Lésions cliniques limitées au col, ou des lésions précliniques supérieures stade IA. II Le carcinome s’étend au-delà de l’utérus, mais ne possède pas d’extension dans la
paroi pelvienne ou dans le tiers inférieur du vagin.
IIA Atteinte maximale du 2/3 supérieur du vagin sans atteinte paramétriale visible. IIB Atteinte paramétriale évidente, mais pas dans la paroi pelvienne.
III Le carcinome est étendu dans la paroi pelvienne. À l’examen rectal, il n’y a pas d’espace libre de cancer entre la tumeur et la paroi latérale du bassin. La tu-meur implique le tiers inférieur du vagin. Tous les cas d’hydronéphrose ou non-fonctionnement du rein devraient être inclus à moins qu’ils soient connus pour être dus à d’autres causes.
IIIA Atteinte de la partie inférieure du vagin, mais pas d’extension sur paroi pelvienne. IIIB Extension sur la paroi pelvienne, ou hydronéphrose / rein non fonctionnel.
IV Le carcinome est étendu au-delà du petit bassin ou a envahi la muqueuse de la vessie et/ou du rectum.
IVA Propagation à des organes pelviens adjacents. IVB Propagations à des organes distants.
thérapie, et de l’autre, la radiothérapie se divisant en deux composantes, la radiothérapie externe et la curiethérapie. La curiethérapie, le traitement d’intérêt dans le présent mémoire, est présentée de façon plus détaillée dans la section théorique.
Les différentes chirurgies, plus ou moins invasives, sont choisies en fonction du stade de la maladie allant de la biopsie conique, l’ablation de la tumeur se trouvant dans le col, à l’exentération pelvienne, le retrait complet de l’appareil reproducteur féminin ainsi que des ganglions pelviens. La chirurgie est utilisée d’une part pour les états précancéreux où les cel-lules sont anormales, mais ne possèdent pas encore le potentiel de se propager. Les celcel-lules peuvent être gelées à l’aide d’azote liquide, brûlées par laser ou encore retirées par biopsie conique [11] . Les chirurgies plus importantes sont pour les patientes dont la maladie est passée au stade de cancer. La chirurgie seule ne peut être suffisante lorsqu’une plus grande région est atteinte et il est alors nécessaire de se tourner vers des traitements plus agressifs comme la chimiothérapie et la radiothérapie.
La chimiothérapie fait également partie des traitements possibles et est généralement uti-lisée en combinaison avec les traitements de radiothérapie. Le médicament généralement
utilisé est le Cisplatin administré quatre heures avant les traitements de radiothérapie [12]. La chimiothérapie vise à détruire les cellules cancéreuses, mais également à les rendre plus radiosensibles, augmentant ainsi l’efficacité des traitements de radiothérapie. Pour les cas de cancer avancé ou de récidive, la chimiothérapie peut être administrée seule [11].
Le type de traitement qui nous intéresse plus particulièrement est la radiothérapie, soit l’uti-lisation de la radiation ionisante pour traiter le cancer. Deux techniques sont possibles : la radiothérapie externe (external beam radiotherapy - EBRT) et la curiethérapie (brachythe-rapy - BT). Dans le cas de la radiothérapie externe, la radiation provient d’une source se trouvant à l’extérieur du corps du patient. La radiation est produite par un accélérateur li-néaire (figure0.3a). Cet appareil a pour but d’accélérer des électrons qui, lorsqu’ils frappent une cible en tungstène, produisent ainsi des photons. L’ancienne technique consistait à blin-der une source de cobalt 60 et laisser uniquement un petit trou par lequel la radiation n’était pas atténuée et pouvait atteindre le patient [13]. La radiothérapie externe demande des trai-tements devant s’étaler sur plusieurs semaines et irradie tous les tissus se trouvant sur le parcours de la radiation. Elle permet cependant de traiter une plus grande zone ; les gan-glions lymphatiques se trouvant dans le bassin en sont un exemple. Les traitements curatifs pour le cancer du col utérin comprennent une première partie de radiothérapie externe puis des traitements de curiethérapie afin d’augmenter la dose à la tumeur [14].
La curiethérapie diffère de la radiothérapie externe en administrant la dose de radiation dans la tumeur, ou à proximité, à l’aide d’une source radioactive. Les sources peuvent être dépo-sées de façon permanente, on parle alors d’implant permanent, ou de façon temporaire, im-plant temporaire, par l’entremise de cathéters ou d’applicateurs permettant le déplacement de la source radioactive se trouvant au bout d’un fil dans un projecteur de source (figure
0.3b) jusqu’à la région d’intérêt. Les traitements de curiethérapie présentent de nombreuses différences par rapport à la radiothérapie externe, par exemple une dose très localisée dans la tumeur ou à proximité, réduisant la taille de la zone irradiée. Cette diminution est possible en raison de la diminution de la dose en fonction de la distance suivant le facteur de 1/r2. Cependant, cela rend la technique moins robuste aux erreurs de positionnement de l’appli-cateur. Le gradient de dose étant plus prononcé, un mauvais positionnement peut entraîner un sous-dosage de la zone à risque et un surdosage des OARs. La durée des traitements est également moins importante que pour la radiothérapie externe. En effet, ces derniers peuvent s’étaler sur 5 à 7 semaines, 5 jours semaines, alors que pour la curiethérapie, on parle généralement de 4 à 5 fractions pour les cas gynécologiques. Cependant, ce ne sont pas tous les types de cancer qui se prêtent à la curiethérapie. En effet, la tumeur doit être accessible à la source de radiation. Elle doit donc se trouver dans une cavité naturelle ou dans un endroit dans lequel il est facile d’implanter les cathéters permettant le déplacement de la source ce qui représente une limitation de la technique. De plus, la curiethérapie peut être également plus invasive puisque la source doit parfois pénétrer le corps pour le
traite-ment. Cependant, les bénéfices de la curiethérapie dépassent largement les inconvénients. En effet, le fort gradient permet d’augmenter la dose à la tumeur tout en diminuant celle aux tissus environnants. Gill et colal. a montré que la curiethérapie permet d’augmenter le taux de survie après 5 ans de l’ordre de 25% comparativement à la radiothérapie externe à intensité modulée [14]. L’amélioration des traitements de curiethérapie est accentuée lors-qu’une image 3D est utilisée à chaque fraction pour faire la planification de traitement avec une amélioration de la survie après 5 ans de 10% supplémentaires pour les traitements de curiethérapie optimisés sur des volume 3D comparativement à une prescription aux points A [15].
(a) (b)
FIGURE 0.3 – Les équipements utilisés pour la radiothérapie : un accélérateur linéaire (a) pour la radiothérapie externe et un projecteur de source (b) pour la curiethérapie.
La problématique
Les traitements disponibles varient grandement selon la localisation géographique des pa-tientes. En occident, les patientes ont accès à d’innombrables ressources. Si l’on se concentre sur le traitement faisant l’objet du présent mémoire, soit la curiethérapie, l’imagerie par résonnance magnétique est la modalité de référence pour le traitement en raison de son contraste optimal des tissus mous. Avec cette modalité, il est ainsi possible de différencier la tumeur macroscopique des tissus sains environnants. Cependant, l’imagerie par résonnance magnétique (IRM) est dispendieuse en ressources et en temps, un luxe que ne peuvent se
permettre tous les centres, même dans les pays développés. La tomodensitométrie (TDM) est généralement la modalité d’imagerie utilisée en clinique en raison de sa plus grande ac-cessibilité, de son coût moindre et de sa rapidité d’acquisition. Cependant, cette facilité a un coût. La TDM offre très peu de contraste des tissus mous entraînant une surestimation des volumes à traiter [16], augmentant inutilement la dose de radiation administrée aux pa-tientes.
Afin de passer outre ces différentes lacunes, l’idée présentée par différents groupes de re-cherche, Schmid [17] et Van Dyk [18,19], est l’utilisation de l’imagerie échographique. L’ul-trason est une technologie économique, portative et donnant un excellent contraste des tissus mous [20] la rendant ainsi intéressante pour passer par-dessus les difficultés du TDM et des radiographies. Van Dyk et al s’intéressent à une sonde échographique transabdominale bi-dimensionnelle (2D transabdominal ultrasound, 2DTAUS) pour obtenir les dimensions du col de l’utérus ainsi que les extensions tumorales. Cependant, pour avoir ces informations, plusieurs plans doivent être acquis dans différents axes, rendant la compréhension tridimen-sionnelle ardue. Schmid et al, quant à eux, présentent une sonde échographique transrec-tale tridimensionnelle (3D transrectal ultrasound - 3DTRUS). Cette sonde présente plusieurs avantages, la visualisation tridimensionnelle de la zone à risque par exemple. Cependant, le fundus utérin n’est pas toujours visible puisque, dans certains cas, la sonde n’a pu être poussée au-delà de l’anneau de l’applicateur s’appuyant à la base du col ne permettant pas d’imager entièrement la zone à traiter. La solution proposée dans le présent mémoire est une combinaison des deux techniques, soit l’utilisation d’une sonde transabdominale tridimen-sionnelle (3D transabdominal ultrasound - 3DTAUS).
La situation diffère dans les pays sous-développés où le diagnostic et l’accessibilité aux soins sont davantage des préoccupations que l’optimisation parfaite des traitements. En raison du faible taux de dépistage, les cancers sont diagnostiqués à des stades plus avancés, dimi-nuant ainsi le pronostic des patientes. L’accessibilité aux traitements est un enjeu, et lors-qu’elles peuvent les suivre, ils sont planifiés au point A, technique discutée dans la section théorique, à partir de radiographies illustrant le positionnement des applicateurs. Une sta-tion d’imagerie échographique 3D est beaucoup plus accessible qu’un TDM ou une IRM et permettrait des traitements plus personnalisés. La mobilité du système peut également fa-voriser l’implantation d’un plus grand nombre de cliniques et dans les lieux plus éloignés. Si un projecteur de source peut être installé, alors le système d’imagerie échographique le peut également.
Objectifs
L’objectif du projet est d’évaluer le potentiel clinique d’une sonde à ultrasons pour les trai-tements de curiethérapie du cancer du col de l’utérus. Le 3DTAUS est donc étudié seul et
combiné au TDM afin de déterminer si les contours obtenus sur ces images s’approchent davantage des contours faits sur IRM, la modalité de référence, comparativement au TDM seul, la technique que l’on souhaite améliorer. Le projet vise donc, dans un premier temps, à faire l’étude des contours sur les différentes modalités, puis une analyse dosimétrique des plans de traitements résultants de ces différentes modalités dans le but de déterminer le gain clinique de l’utilisation d’une sonde à ultrason 3D.
Chapitre 1
Concepts théoriques
La curiethérapie par implant temporaire est un élément important dans le traitement à visée curative pour le cancer du col utérin [21, 22]. Dans le présent chapitre, les éléments com-posant les différentes étapes du processus de traitement seront présentés. Les traitements suivent tous le même processus (figure1.1). Une séance d’imagerie, généralement un IRM, précède le début des traitements. L’image acquise vise à déterminer la taille de la tumeur ré-siduelle suite à la radiothérapie externe ainsi que de déterminer le type d’applicateur qui sera utilisé et la nécessité, ou non, l’utilisation d’aiguilles. La journée du traitement, la première étape correspond à l’insertion de l’applicateur permettant le déplacement de la source dans la région à traiter. Par la suite, le patient est imagé selon la modalité choisie et les images sont exportées vers le système de planification de traitement. Le médecin utilise alors les images pour délimiter la région à traiter ainsi que les organes à risque. Par la suite, le physicien fait l’optimisation des temps d’arrêt de la source aux différentes positions. Une fois le plan de traitement terminé et approuvé par le médecin, le patient est traité. Le but du présent projet étant de comparer les différentes modalités d’imagerie entre elles, une attention particulière sera portée aux différentes modalités d’imagerie possibles. Un résumé de leur fonctionne-ment ainsi que de leurs avantages et inconvénients sont présentés. De plus, le système à ultrasons utilisés étant un prototype à l’essai dans le cadre du présent projet, une section sera dédiée à son fonctionnement et son utilité clinique.
FIGURE1.1 – Processus illustrant les différentes étapes comprises dans un traitement de cu-riethérapie pour le cancer du col utérin.
1.1
Traitements de curiethérapie
1.1.1 Insertion des applicateurs
Pour les traitements, un applicateur gynécologique est mis en place par le médecin. Celui-ci peut prendre plusieurs formes. Dans la majorité des cas, une tige est passée au travers du col pour être placée dans l’utérus. La partie se trouvant dans le vagin est celle pouvant prendre plusieurs formes, soit un anneau, des ovoïdes ou encore un cylindre [23]. L’applicateur uti-lisé dans le présent projet est composé d’une tige et d’ovoïdes (figure1.2), La tige est insérée au travers du col, préalablement dilaté, dans l’utérus. Les ovoïdes, quant à eux, s’appuient dans le fond du vagin, sur le col utérin. Pour les traitements à haut débit de dose, la source d’Iridium 192 (Ir-192) circule dans un cathéter le long de la tige et à l’intérieur des ovoïdes afin de bien traiter la zone tumorale et les extensions microscopiques.
FIGURE1.2 – Schéma des applicateurs gynécologiques utilisés dans le cas du cancer du col
utérin.
1.1.2 Délimitation des structures d’intérêts
Dans le cas du cancer du col, et des cancers gynécologiques en général, la tumeur est compo-sée de tissus mous, de même que les régions avoisinantes. Pour ce faire, l’utilisation d’une modalité d’imagerie permettant un excellent contraste des tissus mous s’avère nécessaire. La modalité d’imagerie de prédilection est l’IRM en raison de l’excellent contraste des tis-sus mous offerts par cette modalité d’imagerie [24]. Cependant, cette technique, coûteuse et chronophage, n’est pas la seule utilisée puisque d’autres considérations, telles que l’ac-cessibilité et les coûts engendrés, sont des facteurs pris en considération lors du choix de la méthode d’imagerie pour la planification de traitement. Les différents types d’imageries utilisées dans le présent projet sont présentés à la prochaine section.
Une fois l’image acquise, le médecin délimite les différentes structures nécessaires à la pla-nification de traitement (tableau 1.1). La définition de la zone à risque dépend du type de traitement réalisé [23]. Dans le cas présent, les patientes ont un traitement combiné de radio-thérapie externe et de curieradio-thérapie. La première structure d’intérêt est celle que le médecin souhaite traiter, la cible clinique à haut risques (High-Risk Clinical Target Volume, HR-CTV).
Cette zone comprend les tissus pathologiques résiduels (CTVres) suite à la radiothérapie
ex-terne, le col utérin en entier, ainsi que les tissus pathologiques adjacents le cas échéant [23]. Les principaux organes à risque (OAR), le rectum, sigmoïde et la vessie sont également déli-mités. Les organes à proximité de la zone à traiter doivent être pris en considération puisqu’il existe toujours une probabilité que la radiation entraîne des mutations dans les cellules qui peuvent éventuellement mener au développement d’un cancer induit. Ces effets sont des effets probabilistes. Cependant, lors de la planification, on s’intéresse principalement aux effets déterministes. Ces effets sont directement liés à la dose donnée aux patientes et leur gravité augmente avec la dose administrée. Une trop grande dose aux OARs peut entraîner de graves conséquences pour les patientes, allant de l’inflammation à la nécrose en passant par les fistules [23]. Le but des protocoles est de limiter l’apparition de ces effets secondaires néfastes pour le patient. Les doses limites sont fixées en fonction des recommandations des différents groupes d’experts dans le domaine qui découle des études rétrospectives sur dif-férents protocoles. Ainsi, pour la curiethérapie, les doses limites sont présentées à tableau
1.2. La notation EQD2 est la notation pour rapporter la dose si elle avait été administrée uni-quement en fonction de fraction de 2 Gy. Cette équivalence est calculée à l’aide de l’équation
1.1 qui donne la dose équivalente si elle avait été administrée avec un fractionnement de 2 Gy par fraction. La dose de comparaison est de 2 Gy puisque le fractionnement est géné-ralement fait sous cette forme dans la littérature. Le facteur α/β utilisé est de 3 Gy, tel que recommandé par l’ICRU 89 [23]. Cette notation est une notation standard afin que la façon de documenter la dose soit le plus semblable possible entre les différents protocoles [24].
EQD2= α/β+d α/β+2 (1.1)
TABLE1.1 – Structures d’intérêts pour le traitement du cancer du col.
Abbréviation Nom complet
CTV Clinical Target Volume
CTVres Residual Clinical Target Volume
HR-CTV High Risk Clinical Target Volume OAR Organ at risk
1.1.3 Planification de traitement
Historiquement, la planification de traitement se faisant par planification aux points A selon le protocole présenté par le rapport 38 de l’International Commission on Radiation Units and Measurements (ICRU) publié en 1985 [25]. Cette planification se faisait à l’aide de ra-diographies coronales. La dose était prescrite aux points A, soit à 2 cm de la tige et 2 cm de la base du col. Ce type de planification vise à obtenir des doses précises à des points précis,
TABLE1.2 – Doses maximales recommandées par l’ABS pour les OARs lors des traitements de curiethérapie. Structure Dose (Gy) Vessie D2cc ≤90 Gy EQD2 Rectum D2cc ≤75 Gy EQD2 Sigmoïde D2cc ≤75 Gy EQD2
sans considération pour l’anatomie de la patiente. Celles ayant une zone à traiter plus large pouvaient avoir le HR-CTV sous-dosé et celles avec zone à traiter plus petite pouvaient voir la dose s’étendre au-delà du du HR-CTV. Il existe une deuxième nomenclature, plus facile à déterminer, celle des points H (figure1.3), la nomenclature utilisée dans le présent mémoire. La différence réside dans le fait que les points H sont à 2 cm des ovoïdes et non de la base du col. Cette deuxième définition provient du fait que, sur les radiographies, il est plus facile de visualiser les ovoïdes que la base du col. Cliniquement, ces points sont équivalents. La dose aux organes à risque, pour ce type de planification, est uniquement documentée par le posi-tionnement des points vessie et rectum (figure1.4). Sur une radiographie antéro-postérieure montrant une coupe sagittale, le point vessie est défini comme le milieu du ballonnet se trou-vant dans la vessie, sur la face la plus postérieure. Pour le point rectum, le point se trouve dans sur l’axe médian des ovoïdes à 0,5 cm derrière la paroi vaginale. Ces points sont définis ainsi en raison du manque de visibilité des tissus mous sur les radiographies. Le ballonnet dans la vessie est visible grâce à l’ajout d’un agent de contraste. La visibilité de la cavité vaginale peut être améliorée par l’ajout de gazes radio-opaques. Cette gaze, en plus de tenir l’appareillage en place, permet de visualiser la limite entre la paroi vaginale et les gazes et ainsi définir le point rectum [13].
L’amélioration des techniques d’imagerie a entraîné un changement dans les méthodes de planification. En effet, la planification de traitement, régie par l’ICRU 89 publié en 2016 [23], est basée sur l’optimisation volumétrique à partir d’images 3D. Les plans de traitements prennent en considération les fractions de radiothérapie externe précédant celles de curie-thérapie. Le fractionnement utilisé pour le cancer du col est présenté au tableau1.3. Pour les traitements de curiethérapie, les volumes, décrits précédemment, sont utilisés pour l’opti-misation. Différents objectifs sont fixés pour les différents éléments d’intérêts (tableau1.4). Lorsque les contours, ainsi que l’optimisation du plan de traitement, sont faits à chacune des fractions, on parle alors de curiethérapie adaptative guidée par imagerie (Image-guided adaptative brachytherapy – IGABT). Pour ce qui est de la couverture V100, l’optimisation vise à obtenir 100% de couverture avec la dose de prescription visée. Idéalement, le HR-CTV serait recouvert par cette dose. Cependant, l’optimisation est un compromis entre la couverture et la dose aux OARs, qui ont également leur limite de dose à respecter, comme
FIGURE1.3 – Schéma du positionnement des points H (équivalents aux points A) sur une
radiographie montrant une coupe coronale.
FIGURE1.4 – Schéma du positionnement des points H (équivalents aux points A) sur une radiographie montrant une coupe coronale.
mentionné précédemment. À l’Hôtel-Dieu de Québec, les doses aux OARs tolérées pour chaque fraction de curiethérapie sont de 6,3 Gy pour la vessie et 4,5 Gy pour le rectum et le sigmoïde pour des fractions de 7 Gy [24]. En cas de dépassement de ces doses, les effets secondaires peuvent être importants influençant la qualité de vie des patientes et peuvent également avoir un impact sur leur survie à long terme. Les effets secondaires peuvent aller de l’œdème à la nécrose en passant par l’incontinence pour la vessie et des fistules pour le
rectum [23].
TABLE1.3 – Paramètres dosimétriques pour les traitements de radiothérapie, comprenant la radiothérapie externe et la curiethérapie
Modalité Dose
Radiothérapie externe 25 x 1.8 Gy Curiethérapie 4 x 7 Gy
TABLE1.4 – Paramètres dosimétriques pour l’évaluation des plans de traitements
Paramètres Appellation courante
Description
V100 Couverture Volume du HR-CTV recevant 100% de la dose de pres-cription visée
D90 Dose de pres-cription
Dose en Gy, reçue par 90% du volume du HR-CTV, au moment de l’approbation du plan de traitement par le médecin.
Point H Point H Point de référence de l’ancienne nomenclature permet-tant de documenter la dose. Ce point se trouve à 2 cm de la tige et à 2 cm au-dessus des ovoïdes dans une coupe coronal.
D2cc Dose aux OARs Dose reçue par les 2 cm3d’un OAR recevant le plus de dose
Pour que le traitement désiré concorde avec ce qui sera donné à la patiente, il doit y avoir une relation entre la source et le système de planification. Ce lien se fait à l’aide de mesures permettant de connaître l’activité exacte de la source à un moment précis, afin de calculer adéquatement la décroissance de la source. La géométrie de la source est le second élément qui doit être pris en considération dans le calcul de dose puisque le débit est anisotrope. Ce calcul de dose se base sur le protocole du Task Group 43 (TG-43) [26] spécifiant les para-mètres à considérer. La dose est calculée dans un milieu homogène fait d’eau. Le protocole permet de faire le calcul de dose à n’importe quelle position autour de la source. Ces élé-ments, spécifiques à la source utilisée, se trouvent dans le logiciel de traitement afin que le logiciel de planification puisse calculer la dose.
1.1.4 Méthodes d’optimisation
Plusieurs techniques d’optimisation sont possibles pour arriver au plan de traitement final. Ces techniques ont pour but d’optimiser les temps d’arrêt de la source aux différentes posi-tions afin d’obtenir le meilleur compromis entre la couverture et la dose aux OARs. L’ICRU 38, présentant la prescription de dose aux points H, utilise l’optimisation géométrique. Dans ce type d’optimisation, uniquement les paramètres de l’implant sont considérés. L’ICRU 89,
nouvelle référence dans le domaine, s’intéresse davantage à l’optimisation anatomique. La-quelle considère les variations anatomiques individuelles. Ces optimisations se basent sur les contours faits par les médecins, et prennent en considération les extensions tumorales, le cas échéant, les OARs et autres particularités des patientes. Pour ce type d’optimisation, les deux principales techniques utilisées dans le présent projet sont la planification inverse, à l’aide de l’algorithme IPSA [27], et l’optimisation graphique [28].
L’algorithme de calcul de dose utilisé dans le système de planification Oncentra Brachy est IPSA (Inverse Planning by Simulated Annealing) [27]. Cet algorithme correspond à une fonction de coûts où différents objectifs sont définis et possèdent sa pénalité. En fonction des critères et de la pénalité de chacun, l’algorithme trouve le minimum global de la fonc-tion, la meilleure solution mathématique avec les contraintes et pondérations données. Ces contraintes touchent la couverture de la zone à risque et la dose aux OARs, pour ne nom-mer que ceux-ci. L’avantage de ce type d’optimisation est une plus grande indépendance entre le résultat final et le planificateur, contrairement à l’optimisation géométrique, et sa plus grande reproductibilité.
Une autre méthode d’optimisation sur les volumes est l’optimisation graphique : le dépla-cement manuel des isodoses. Pour une optimisation graphique complète, des temps égaux sont d’abord mis à chaque position d’arrêt de la source. L’utilisateur utilise alors la souris pour modeler manuellement la forme des isodoses aux contours désirés. Cette variation des isodoses se traduit par une modification des temps d’arrêt de la source aux différentes posi-tions. L’utilisateur peut alors augmenter les temps à proximité d’une extension tumorale ou encore les diminuer près des OARs. Cette méthode peut également être utilisée comme com-plément à l’optimisation faite à l’aide de l’algorithme IPSA pour de petites modifications au plan de traitement obtenu. Dans le cadre de ce projet, les structures ne variant que légère-ment pour une même patiente entre les différentes modalités d’imagerie, cette optimisation a été utilisée comme outil pour peaufiner les plans cliniques obtenus lors du traitement à l’aide d’IPSA.
1.1.5 Le Traitement
La source radioactive est l’élément permettant d’administrer la dose de radiation afin de traiter la patiente. Les traitements utilisées pour le traitement du cancer du col est un traite-ment à haut débit de dose (HDD) défini par un débit supérieur à 20 cGy/min [25]. Plusieurs sources entrent dans cette catégorie dont le coblat 60 (Co-60), le césium 137 (Cs-137) et l’iri-dium 192 (Ir-192). La source utilisée à l’Hôtel-Dieu de Québec est une source d’Ir-192. Cette source est généralement celle privilégiée en raison de son activité spécifique élevée, inverse-ment proportionnel à la demi-vie [13], (tableau1.5) et de son énergie spectrale moyenne plus basse demandant ainsi moins de blindage [13] . Les sources à HDD sont contenues dans un projecteur de source. Ce dispositif permet de blinder la source lorsque celle-ci n’est pas
uti-lisée pour le traitement et de la déployer par chargement différé, limitant ainsi l’exposition du personnel médical. La source est fixée à l’extrémité d’un câble qui se déploie au moment du traitement afin de positionner la source aux différentes positions déterminées au moment de la planification. À l’Hôtel-Dieu de Québec, le projecteur de source est un Flexitron, de la compagnie Elekta, et contient la Flexisource d’Ir-192, dont le schéma est présenté à la figure
1.5.
TABLE 1.5 – Caractéristiques des sources utilisées pour les traitements de curiethérapie à haut débit de dose.
Radionucléide Demie-vie Énergie moyenne du photon
(MeV))
Ir-192 73,8 j 0,38
Cs-137 30,0 a 0,662
Co-60 5,26 a 1,17, 1,33
FIGURE1.5 – Schéma de la composition de la Flexisource, source d’Ir-192 se trouvant dans le
Flexitron de la compagnie Elekta [29].
1.2
Techniques d’imagerie
L’imagerie est la seconde étape dans le processus de traitement de curiethérapie, suivant l’insertion de l’applicateur. L’imagerie permet de déterminer son positionnement dans l’ana-tomie de la patiente. Pour la planification 2D, une simple visualisation est possible. Avec les techniques 3D, il est possible également de déterminer si l’utérus a été perforé au moment de l’insertion du tandem. Pour une prescription de dose aux points H, deux radiographies perpendiculaires, en sagittale et en coronale, permettent de localiser l’applicateur. Pour un plan de traitement optimisé sur l’anatomie de la patiente, une imagerie 3D est nécessaire. Dans ces images, les différentes structures d’intérêts sont délimitées par le médecin. Le ré-sultat final de l’optimisation varie en fonction des contours, et ceux-ci varient en fonction de
la modalité d’imagerie utilisée. La modalité d’imagerie de prédilection pour le cancer du col est l’IRM en raison de son excellent contraste des tissus mous. La TDM est également répan-due en raison de son accès plus facile et une technique d’imagerie plus rapide. Une nouvelle technique est présentée dans le présent projet, soit l’imagerie 3D par échographie transab-dominale. Ces différentes techniques donnent de l’information différente en fonction des propriétés physiques illustrées lors de l’acquisition et chacune d’elles possède ses avantages et ses inconvénients. Un résumé du fonctionnement des différentes modalités d’imagerie sera présenté ainsi qu’un tableau récapitulatif des avantages et inconvénients de chacun. 1.2.1 Imagerie par résonnance magnétique
L’imagerie par résonnance magnétique est la modalité offrant le meilleur contraste des tis-sus mous. Le cancer du col se trouvant dans une région composée principalement de ce type de tissus, cela rend l’IRM la modalité de prédilection. En effet, l’IRM permet de distinguer chaque type de tissus en raison de leur composition distincte. Il est possible de différen-cier les tissus adipeux, des tissus conjonctifs, mais également les tissus cancéreux. En effet, chaque molécule réagit différemment au signal de l’IRM. Les tissus possèdent des molécules différentes ou encore des proportions de chaque molécule différentes ce qui permet de les différencier les uns des autres.
L’IRM se base sur la susceptibilité magnétique des molécules pour imager les patients. En appliquant un fort champ magnétique, un alignement des molécules polaires dans le tissu se produit. Lorsqu’une radiofréquence stimule la molécule, celle-ci fait dévier le moment ma-gnétique de la molécule. La vitesse selon laquelle elle se réaligne avec le premier champ dé-pend de sa susceptibilité magnétique [30]. Cette susceptibilité dépend de la composition des matériaux, plus précisément du noyau des atomes. Les spins et la distribution des charges dans les noyaux sont les éléments responsables de ses propriétés magnétiques.
L’IRM est la modalité d’imagerie de référence pour plusieurs techniques, dont la curiethéra-pie du cancer du col en raison de son excellent contraste et de sa facilité d’interprétation des images. Cependant, cette technique est coûteuse et demande un plus grand déploiement des ressources, ce qui rend cette modalité d’imagerie beaucoup moins accessible pour un plus grand nombre de centres traitant le cancer.
1.2.2 Radiographie et Tomodensitométrie
Les principes physiques utilisés pour la radiographie (R-X) et la tomodensitométrie (TDM) sont les mêmes. Les deux techniques imagent le patient à l’aide de photons de basse énergie. Ceux-ci traversent le patient dans lequel ils sont atténués puis détectés à leur sortie. Dans le cas de la R-X, le faisceau est dirigé vers la région à imager et le signal est détecté par un panneau de détecteurs, ou encore un film radiographique, se trouvant derrière le patient, formant une image bidimensionnelle (2D). Pour ce qui est de la TDM, l’image résultante
est une image tridimensionnelle (3D). Pour imager une tranche du corps, plusieurs angles d’incidence sont nécessaires. Une fois toutes ces incidences acquises, les projections sont combinées pour former une tranche. Plusieurs tranches sont acquises et mises bout à bout afin de produire le volume 3D.
Ces modalités d’imagerie utilisent le signal des photons non atténués pour former les images à la sortie du corps. Le faisceau produit par le tube à rayons X forme le faisceau primaire. Les photons ayant interagi ne se trouvent plus dans la trajectoire du faisceau primaire res-ponsable du signal. La relation entre le signal d’entrée et de sortie du corps est donnée par l’équation1.2[30].
It= I0e−µt (1.2)
où l’intensité initiale du signal est I0, l’intensité finale It, l’épaisseur du patient t (cm) et le
coefficient d’atténuation linéaire µ(cm1). Dans cette relation, l’élément permettant de carac-tériser les tissus est donc le coefficient d’atténuation linéaire puisque chaque type de tissu possède un coefficient différent. Ainsi, lorsque le faisceau atteint les détecteurs, il a traversé différents milieux atténuants possédant différents coefficients. L’atténuation totale corres-pond à la sommation de toutes les atténuations individuelles de tous les milieux traversés. Le signal perçu par les détecteurs correspond donc au faisceau primaire ayant subi une atté-nuation représentant la somme de tous les coefficients d’attéatté-nuations traversés combinée à l’épaisseur de chacun, comme présenté à l’équation1.3.
µt=µ1t1+µ2t2+. . . +µntn (1.3)
Où µnest le coefficient d’atténuation du milieu n et tnest l’épaisseur du milieu n. La relation
extrapolée présentée à l’équation1.4 permet d’extraire le coefficient d’atténuation linéaire, et de le normaliser à celui de l’eau pour obtenir le nombre de Hounsfield (Hounsfield Units, HU) selon la relation présentée à l’équation1.5[30]
ln I0 It =µt (1.4) CT(x, y) =1000µ(x, y) −µeau µeau (1.5) Où µ(x, y)est l’atténuation au pixel à la position (x, y)et µeau est l’atténuation pour l’eau.
Les nombres HU des différents tissus mous possèdent des valeurs similaires les rendant difficilement distinguables les uns des autres.
Aux énergies utilisées pour les R-X et TDM, la principale interaction ayant lieu dans l’image est la diffusion Compton [30] et c’est le coefficient d’atténuation de l’effet Compton qui do-mine. Lors de la diffusion Compton, le photon incident interagit avec un électron sur la couche de valence. Une partie de l’énergie est donnée à l’électron qui est éjecté de son orbite et à un photon de plus faible énergie. L’effet Compton dépend de la densité électronique [30]. L’élément principal influençant la densité électronique est la densité des matériaux et la densité dépend de la composition des tissus. Cependant, les tissus mous possèdent tous, environ, la même densité et densité électronique. Le signal mesuré entre les différents types de tissus mous, sains ou cancéreux, est donc environ le même [30].
Dans le cas du cancer du col, le faible contraste entre les différents types de tissus est un in-convénient majeur pour une différenciation des différents tissus. En effet, le faible contraste limite la détermination précise de la zone à risque et des extensions tumorales. Ces éléments conduisent à une surestimation de la zone à traiter [16]. L’IRM, pour la différenciation des tissus mous, reste donc la modalité de référence. L’avantage du TDM provient de la rapidité d’acquisition et de son accessibilité plus étendue que l’IRM, en raison de son coût moindre. 1.2.3 Ultrasons
L’imagerie par ultrasons est formée par les échos du signal initial envoyé dans le tissu. Les ultrasons sont des ondes mécaniques de compression se propageant dans le milieu. En se propageant dans un milieu, elles sont atténuées, réfléchies et réfractées, comme pour la phy-sique optique. Les échos se produisent lorsque l’onde arrive à l’interface entre deux tissus. Ceux-ci n’ayant pas les mêmes propriétés physiques, une partie du signal est réfléchie et l’autre est transmise au milieu suivant (figure 1.6). La proportion de l’intensité entre le si-gnal recueilli et celui envoyé, RI est présentée à l’équation1.6
RI = Ir Ii = Z2−Z1 Z2+Z1 2 (1.6) où Ii et Ir représentent, respectivement, l’intensité incidente et réfléchie et Z1et Z2
l’impé-dance acoustique des milieux 1 et 2. L’impél’impé-dance acoustique représente la résistance d’un matériau au passage de l’onde mécanique. Cette relation en est fonction de la densité du matériau, mais également de la vitesse de l’onde, telle que montrée à l’équation1.7
Z=ρc (1.7)
.
La densité varie entre les différents composants du corps humain, mais également en fonc-tion de la vitesse de propagafonc-tion de l’onde dans les différents tissus. Cette vitesse varie en
FIGURE1.6 – Schéma de la production d’une onde échographique à l’interface entre deux milieux.
fonction des milieux biologiques. Les systèmes médicaux approximent, généralement, la vi-tesse des ondes à 1540m/s, soit la vivi-tesse de propagation dans les tissus mous [30]. La varia-tion de densité entre les différents tissus est donc ce qui permet de les différencier.
L’écho a pour avantage d’être économique, sans radiation ionisante, rapide et transportable. En effet, une station mobile pour prendre des échos peut être transportée partout et facile-ment. Cependant, l’obtention de bonnes images et la lecture de celles-ci demandent une im-portante courbe d’apprentissage, ce qui peut rendre les professionnels de la santé retissant à son utilisation. En effet, comme plusieurs auteurs le mentionnent [31] [20], l’utilisation d’une sonde échographique demande une grande courbe d’apprentissage, ce qui rend son utilisa-tion épeurant pour plusieurs professionnels de la santé. Cependant, l’écho peut représenter une alternative aux modalités d’imagerie beaucoup plus coûteuses et longues.
1.2.4 Résumé des différentes modalités d’imagerie
Chaque modalité fonctionne selon différents principes physiques, ce qui permet d’illustrer différentes propriétés des tissus (tableau 1.6). Ils présentent tous leurs avantages et incon-vénients propres, résumés au tableau 1.7. Les symboles «+» désignent les faiblesses, «++» les fonctionnalités dans la moyenne et les «+++» les avantages de chacune des techniques d’imagerie. Le choix de ces symboles est arbitraire et vise à simplifier la compréhension du lecteur.
TABLE1.6 – Résumé des principes de fonctionnements des modalités d’imagerie présentées.
Propriétés IRM TDM 3DTAUS R-X
Dimensions 3D 3D 3D 2D
Signal Relaxation des noyaux
Photons non at-ténués
Écho de l’onde mécanique (ul-trasons)
Photons non at-ténués Illustrent La composition des tissus La densité élec-tronique des tissus L’interface entre les diffé-rents tissus La densité élec-tronique des tissus Propriété phy-sique exploitée Susceptibilité magnétique Densité électro-nique (ou pou-voir d’arrêt des tissus)
Impédance acoustique des différents tissus
Densité électro-nique (ou pou-voir d’arrêt des tissus)
TABLE1.7 – Résumé des principaux avantages et inconvénients de chaque modalité d’ima-gerie présentée.
Propriétés IRM TDM 3DTAUS R-X
Accessibilité + ++ +++ +++
Coûts +++ ++ +* +
Facilité d’interprétation +++ + ++** +
Localisation de la tige +++ +++ +++ +++
Localisation des ovoïdes +++ +++ - +++
Visualisation du HR-CTV +++ + ++
-Visualisation des OARs +++ +++ +
-+++ : points forts ; ++ : acceptable, + : points faibles ; - : points impossibles au moment de la rédaction du mémoire.
* Le 3DTAUS est plus coûteux qu’un TAUS standard, cependant, il reste tout de même plus abordable que l’IRM.
** Technique demandant une grande courbe d’apprentissage pour arriver à des résultats satisfaisants.
1.3
Sonde Clarity AutoScan
Dans cette section, les principes entourant le fonctionnement de la sonde Clarity AutoScan seront présentés. La sonde est un prototype de recherche visant à modifier la sonde Clarity conçue pour l’imagerie en temps réel de la prostate relié à l’appareil de traitement et détermi-ner si elle peut être utilisée dans les cas de cancer gynécologiques. Pour le projet, la sonde est installée dans l’unité de curiethérapie à l’Hôtel-Dieu de Québec (figure1.7). L’unité de curie-thérapie sert à la fois de bloc opératoire pour l’insertion de l’applicateur, de salle d’imagerie avec la présence du TDM et de la sonde, ainsi que de salle de traitement avec le projecteur de source et les murs blindés. Ce type de salle permet de limiter le déplacement des patients
pour les différentes étapes du traitement. Placer la sonde dans la salle permet de l’utiliser pendant la procédure, mais également permet de ne pas déplacer la patiente une fois l’ap-plicateur en place afin de garder la même position entre l’image TDM et le 3DTAUS.
FIGURE1.7 – Salle de curiethérapie comprenant l’équipement nécessaire à l’insertion de l’ap-plicateur, le TDM, le 3DTAUS et le projecteur de source pour le traitement.
1.3.1 Fonctionnement de la sonde
Le signal est produit par un cristal piézoélectrique. Ce type de matériau a la propriété de se déformer, se contracter ou se détendre, sous l’application d’un courant électrique. Ce mouve-ment produit l’onde mécanique à l’origine du signal, le cristal joue alors le rôle d’émetteur. Le cristal peut également être utilisé comme récepteur, en convertissant les modifications mécaniques appliquées au cristal par l’onde échographique en signal électrique.
La sonde Clarity permet l’acquisition de volume tridimensionnel grâce à son mécanisme à balayage. Pour ce type d’acquisition 3D, le bloc d’acquisition pivote autour de son axe de rotation afin d’acquérir plusieurs coupes permettant d’obtenir un volume 3D par la
somma-tion des plans acquis. Toutes ces images bidimensionnelles sont par la suite reconstruites et assemblées afin d’obtenir le volume 3D (figure1.8).
FIGURE1.8 – Coupes sagittales (a), coronales (b) et transverses (c) pour un volume 3D
re-construit.
La sonde possède un système de détection de la position (figure 1.9). Ce système permet d’orienter l’ultrason dans l’espace et de faire la fusion avec une image TDM. Pour le cancer de la prostate, la sonde était utilisée pour les échograhpies au moment de faire le TDM. Pour l’utilisation dans l’unité de curiethérapie, les détecteurs de mouvements étant placés du côté opposé ceux d’une salle de TDM, les capteurs sur la sonde ont dû être inversés. Le modèle de capteurs se trouvant sur la sonde a été modifié également en cours de route. En effet, les anciens capteurs étaient parfois cachés par la patiente. La nouvelle configuration, en forme de croix, permet d’augmenter la visibilité de la sonde pour le système de détection (1.9). Pour que la sonde puisse se repérer dans l’espace, par rapport au TDM, un contrôle de qua-lité journalier doit être effectué. Lors de cette calibration de la position, un fantôme est po-sitionné sur la table de traitement, aligner avec les lasers de la salle à une position précise du TDM (figure1.10). Un ultrason est acquis à cette position permettant au système de cali-brer son référentiel de position en fonction de la position du TDM. Lorsque cette acquisition est prise et réussite, l’ultrason connaît alors sa position de référence et peut s’orienter dans l’espace. Cette connaissance de la position permet de fusionner automatiquement le TDM
FIGURE1.9 – Le système de localisation de la sonde Clarity est composé de marqueurs sur la sonde et d’un système de localisation permettant de situer la sonde dans l’espace.
et l’ultrason dans le logiciel du Clarity. Ce test n’est cependant pas un prérequis pour l’uti-lisation clinique de la sonde. En effet, la fusion manuelle entre le TDM et le 3DTAUS est possible, mais demande une plus grande expérience pour obtenir une bonne fusion.
FIGURE 1.10 – Alignement du fantôme sur les lasers de la salle afin de le localiser dans l’espace en fonction du référentiel du TDM.
