Conception et validation d'une matrice 2D de détecteurs à fibres scintillantes plastiques pour la dosimétrie en radiothérapie externe

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Conception et validation d’une matrice 2D

de détecteurs à fibres scintillantes plastiques

pour la dosimétrie en radiothérapie externe

Thèse

Mathieu Guillot

Doctorat en physique

Philosophiæ doctor (Ph.D.)

Québec, Canada

© Mathieu Guillot, 2013

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Résumé

Cette thèse porte sur le développement et la caractérisation d’une matrice 2D de dé-tecteurs à fibres scintillantes plastiques pour la dosimétrie des faisceaux de photons d’énergie mégavoltage utilisés en radiothérapie. Les propriétés visées lors de la concep-tion du détecteur matriciel furent la justesse, l’équivalence à l’eau, une bonne résoluconcep-tion spatiale, un nombre élevé de détecteurs, et une lecture à haute fréquence des doses dé-posées. La première partie de cette thèse fut consacrée à améliorer la justesse de la méthode spectrale utilisée pour corriger l’effet Čerenkov. Deux procédures aptes à ex-traire de façon juste les coefficients d’étalonnage ont été développées. Les résultats ont montré que cette méthode peut corriger l’effet Čerenkov avec une justesse de 1 %. La seconde partie de cette thèse fut consacrée à la conception, la réalisation et la validation d’un détecteur matriciel composé de 781 dosimètres insérés dans un fan-tôme eau-équivalent. Un système optique a aussi été développé. Il fut déterminé qu’en moyenne, l’écart-type des mesures est inférieure à 1 % pour les doses supérieures à 6.3 cGy. Il fut aussi démontré que les distributions de dose ne sont pas perturbées (à ± 1.1 %) par la présence des dosimètres à l’intérieur du fantôme. La caractérisation de la dépendance angulaire a révélée que les incidences des faisceaux ont peu d’impact sur la justesse des mesures. Le détecteur matriciel a aussi été validé dans le contexte de la radiothérapie à intensité modulée (IMRT). Onze plans de traitement ont été mesurés et les résultats ont montré d’excellents accords avec les doses calculées à l’aide d’al-gorithmes convolution-superposition ou mesurées avec des films radiochromiques. La sensibilité et la spécificité du détecteur matriciel aux erreurs de position d’une lame et d’un banc de lame d’un collimateur multi-lames (MLC) ont été déterminées en appli-quant la théorie de détection du signal. Cette étude conclut que les dosimètres à fibres scintillantes plastiques pourraient permettre d’améliorer la qualité de la dosimétrie en IMRT, en raison de leurs avantages par rapport aux autres dosimètres, tels que l’équi-valence à l’eau, une haute résolution spatiale, la lecture à haute fréquence, et une très faible dépendance angulaire.

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Abstract

This thesis deals with the development and characterization of a 2D array of plastic scintillation detectors for the dosimetry of megavoltage energy photon beams used in radiation therapy. The characteristics sought with the detector array are accuracy, water-equivalence, a good spatial resolution, a large number of detectors and a high frequency readout of the doses deposited. The first part of this thesis is devoted to the improvement of the accuracy of the spectral method used to correct the Čerenkov effect. A study has determined the optimal attenuation characteristics for the optical fibers and two procedures able to accurately extract the calibration coefficients were developed. Measurements performed in various situations showed that this method can correct the Čerenkov effect with an accuracy of 1 %. The second part of this thesis relates to the design, realization and validation of a detector array consisting of 781 plastic scintillation detectors inserted vertically into a plane of a water-equivalent phantom. An novel optical system was also designed. It was determined that, on average, the standard deviation of measurements is smaller than 1 % for doses deposited greater than 6.3 cGy. It was also demonstrated that the dose distributions are not perturbed (within ± 1.1 %) by the presence of the detectors inside the phantom. The characterization of the angular dependence showed that the incidences of radiation beams have very little effect on the accuracy of measurements. The detector array was also validated in the context of intensity-modulated radiation therapy (IMRT). Eleven treatment plans were measured and the results showed excellent agreements with dose distributions calculated with convolution-superposition algorithms or measured with radiochromic films. The sensitivity and specificity of the detector array to position errors of one leaf and one leaf bank of a multileaf collimator (MLC) were also determined by applying the principles of signal detection theory. The study concluded that plastic scintillation detectors could allow improving the quality of dosimetry in IMRT, due to their advantages compared to other dosimeters, such as water-equivalence, high frequency readout, high spatial resolution and a very low angular dependence.

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Résumé de l’article présenté au

chapitre 3

L’article présenté au chapitre 3 et intitulé : Spectral method for the correction of the Ce-renkov light effect in plastic scintillation detectors : A comparison study of calibration procedures and validation in Cerenkov light-dominated situations, avait pour objectif de vérifier si la méthode spectrale peut corriger de façon juste la réponse des dosi-mètres à fibres scintillantes plastiques dans les situations où le rayonnement Čerenkov est dominant par rapport à la scintillation. Il est premièrement démontré que la condi-tion nécessaire pour corriger parfaitement l’effet du rayonnement Čerenkov est que le rapport des coefficients d’étalonnage doit être égal au rapport de la lumière Čerenkov mesurée dans les deux régions spectrales. Deux nouvelles procédures d’étalonnage sont alors proposées afin de respecter cette condition. Un dosimètre a été étalonné en utili-sant ces deux nouvelles procédures ainsi que les deux procédures de références décrites dans la littérature. Les différents coefficients d’étalonnage ont été validés en mesurant des profils de dose et des facteurs de sortie d’un faisceau de photons d’énergie 6 MV dans de multiples situations. L’étude a permis de démontrer que la justesse de la mé-thode spectrale dépend de la procédure d’étalonnage utilisée ainsi que des propriétés d’atténuation de la fibre optique. Les résultats obtenus indiquent que la méthode spec-trale permet de corriger l’effet Čerenkov avec une justesse suffisante pour mesurer les doses déposées avec des accords meilleurs que 1 % par rapport aux valeurs attendues.

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Résumé de l’article présenté au

chapitre 4

L’article présenté au chapitre 4 et intitulé : A new water-equivalent 2D plastic scintilla-tion detectors array for the dosimetry of megavoltage energy photon beams in radiascintilla-tion therapy, avait pour but de présenter le détecteur matriciel et de caractériser ses per-formances de base, telles que sa dépendance angulaire, son degré d’équivalence à l’eau, ainsi que la précision du système optique. Une matrice 2D composée de 781 dosimètres à fibres scintillantes plastiques a été développée pour la dosimétrie des faisceaux de photons d’énergie mégavoltage. Un système optique permettant de mesurer, en mode continu et à une fréquence de 1 Hz, les signaux lumineux des dosimètres dans deux régions spectrales distinctes a aussi été développé. Les résultats ont montré que le dé-tecteur matriciel permet de mesurer les doses déposées avec une précision moyenne meilleure que 1% pour les doses égales ou supérieures à 6.3 cGy. Les résultats ont aussi montré que les distributions de dose ne sont pas perturbées (à ± 1.1%) par la présence des dosimètres à l’intérieur du fantôme. L’étude sur la dépendance angulaire a indiqué que les changements d’incidence des faisceaux ont très peu d’effet sur la justesse de la réponse du détecteur matriciel, et qu’il n’est pas nécessaire d’appliquer des facteurs de correction angulaire lorsque les critères standards de tolérances de 3 % ou 3 mm sont utilisés.

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Résumé de l’article présenté au

chapitre 5

L’article présenté au chapitre 5 et intitulé : Performance assessment of a 2D array of plastic scintillation detectors for IMRT quality assurance, avait comme objectifs d’éva-luer les performances du détecteur matriciel dans le contexte des contrôles de qualité en IMRT et de déterminer sa sensibilité et sa spécificité à certains types d’erreurs dosimé-triques. Des simulations ont montré que les caractéristiques du détecteur matriciel sont suffisantes pour discriminer les erreurs de position de 1.0 mm d’amplitude d’une lame et d’un banc de lames avec des justesses de classification (limites théoriques supérieures) de 76 % et 99 % respectivement. Lorsque des mesures réelles ont été comparées au sys-tème de planification de traitement, les résultats ont montré une capacité à discriminer les erreurs de position d’un banc de lames de −1.0 et +1.0 mm avec des justesses de classification de 79 % et 88 %, tandis qu’une faible capacité à discriminer les erreurs de position d’une lame a été observée. Par ailleurs, 10 plans de traitement d’IMRT "step-and-shoot" et un plan en arc ont été mesurés avec le détecteur matriciel. Les résultats ont montré d’excellents accords avec les doses calculées par les systèmes de planification de traitement et avec celles mesurées à l’aide de films radiochromiques. L’étude conclut que le détecteur matriciel est suffisament juste pour respecter les critères standards utilisés pour les contrôles de qualité d’IMRT en clinique.

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Table des matières

Résumé iii

Abstract v

Résumé de l’article présenté au chapitre 3 vii

Résumé de l’article présenté au chapitre 4 ix

Résumé de l’article présenté au chapitre 5 xi

Table des matières xiii

Liste des tableaux xv

Liste des figures xvii

Liste des abréviations xix

Remerciements xxi

Avant-propos xxiii

1 Introduction 1

1.1 La dosimétrie en radiothérapie . . . 1

1.1.1 La radiothérapie . . . 1

1.1.2 La dosimétrie en physique médicale . . . 3

1.2 Radiothérapie à intensité modulée . . . 6

1.2.1 Description de la technique . . . 6

1.2.2 L’importance de la dosimétrie en IMRT. . . 8

1.3 Les détecteurs de radiation pour l’IMRT . . . 10

1.3.1 Films radiographiques . . . 10

1.3.2 Films radiochromiques . . . 11

1.3.3 Gels . . . 12

1.3.4 Matrices de chambres d’ionisation . . . 14

1.3.5 Matrices de diodes . . . 15

1.3.6 Panneaux de silicium amorphe . . . 17

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1.5 Description du projet de recherche . . . 20

1.5.1 Mise en contexte . . . 20

1.5.2 Les objectifs du projet . . . 22

2 Méthodologie : Les dosimètres à scintillateurs plastiques 25 2.1 Les scintillateurs plastiques . . . 27

2.1.1 Propriétés d’interaction avec la radiation . . . 27

2.1.2 Mécanisme de la scintillation. . . 29

2.1.3 Efficacité de scintillation . . . 29

2.1.4 Autres propriétés des scintillateurs plastiques . . . 31

2.2 Le rayonnement Čerenkov . . . 33

2.2.1 L’impact sur les dosimètres à scintillation . . . 34

2.3 Méthodes de correction de l’effet Čerenkov . . . 36

2.3.1 Méthode de soustraction à deux fibres . . . 36

2.3.2 Méthode de décomposition spectrale . . . 37

2.3.3 Méthode utilisant un guide optique à coeur creux . . . 41

2.4 Revue des prototypes récents . . . 42

2.4.1 Détecteurs matriciels 1D . . . 42

2.4.2 Détecteurs planaires 2D . . . 43

2.4.3 Détecteurs 3D . . . 50

3 Spectral method for the correction of the Čerenkov light effect 53 3.1 Abstract . . . 54

3.2 Introduction . . . 55

3.3 Materials and methods . . . 58

3.3.1 The spectral method for Čerenkov light correction in PSDs . . . 58

3.3.2 Characterization of the optical fiber attenuation effect on the CLR 62 3.3.3 The PSD . . . 62

3.3.4 Calibration procedures . . . 62

3.3.5 Validation of the spectral method and of the calibration procedures 65 3.4 Results . . . 66

3.4.1 Characterization of the optical fiber attenuation effect on the CLR 66 3.4.2 Calibration factors of the PSD . . . 67

3.4.3 Validation of the spectral method and of the calibration procedures 68 3.5 Discussion . . . 74

3.6 Conclusion . . . 77

4 A new water-equivalent 2D plastic scintillation detectors array 79 4.1 Abstract . . . 80

4.3.1 The detector array . . . 84

4.3.2 The optical system . . . 84

4.3.3 Image processing . . . 86

4.3.4 Calibration . . . 88 xiv

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4.3.5 Characterization of the optical system . . . 89

4.3.6 Characterization of the angular dependence . . . 89

4.3.7 Characterization of the water equivalence . . . 90

4.3.8 Time-resolved measurement of a MLC sequence . . . 91

4.4 Results . . . 91

4.4.1 Characterization of the optical system . . . 91

4.4.2 Characterization of the angular dependence . . . 92

4.4.3 Characterization of the water equivalence . . . 94

4.4.4 Time-resolved measurement of a MLC sequence . . . 96

4.5 Discussion . . . 100

5 Performance assessment of a 2D array in IMRT 105 5.1 Abstract . . . 106

5.3.1 The 2D-PSDA. . . 107

5.3.2 Quality assurance of step-and-shoot IMRT plans . . . 108

5.3.3 Quality assurance of a RapidArc plan . . . 108

5.3.4 Procedure of comparison with the TPS calculations . . . 109

5.3.5 Procedure of comparison with the radiochromic films . . . 110

5.3.6 Sensitivity and specificity of the 2D-PSDA to dosimetric errors . 110 5.4 Results . . . 113

5.4.1 Step-and-shoot IMRT plans . . . 113

5.4.2 RapidArc plan . . . 119

5.4.3 Sensitivity and specificity of the 2D-PSDA to errors . . . 119

5.4.4 The impact of dose grid position errors . . . 127

5.5 Discussion . . . 128

6 Efficacité de la chaîne optique 133 6.1 Spectre d’émission du scintillateur . . . 133

6.2 Efficacité des couplages . . . 134

6.3 Atténuation des fibres optiques . . . 137

6.4 Le support des fibres optiques . . . 140

6.5 Le séparateur dichroïque . . . 143

6.6 Les filtres de couleur . . . 144

6.7 Caméras CCD . . . 145

6.8 Les objectifs photographiques . . . 149

6.9 Efficacité de la chaîne optique . . . 154

7 Conclusion 159 7.1 Retour sur le travail accompli . . . 159

7.2 Retour sur les objectifs du projet . . . 161

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7.2.2 Équivalence à l’eau . . . 162

7.2.3 Lecture en temps réel . . . 162

7.3 Ouverture . . . 163

A Faisceaux d’un plan d’IMRT 167 B Méthodes pour l’acquisition et le traitement des images 175 B.1 Coordonnées des spots lumineux. . . 175

B.2 Étalonnage des dosimètres . . . 176

B.2.1 Traitement des images . . . 181

B.3 Détermination des doses mesurées . . . 184

B.4 Pseudocodes . . . 184

Bibliographie 203

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Liste des tableaux

1.1 Propriétés des matrices de chambres d’ionisation. . . 15

1.2 Propriétés des matrices de diodes . . . 16

2.1 Caractéristiques physiques des solvants plastiques . . . 28

3.1 Procedures used to calibrate the PSD . . . 63

3.2 Calibration factors extracted from the different calibration procedures . . . 68

3.3 The effect of additional length of optical fiber irradiated on the doses measured 74 4.1 Summary of the gamma analysis for the characterization of the angular dependence . . . 95

4.2 Summary of the gamma analysis for the measurement of a step-and-shoot IMRT beam . . . 100

5.1 Error types and error amplitudes introduced to a treatment plan. . . 112

5.2 Discrimination parameters and thresholds used to classify the segments.. . 114

5.3 Examples of optimal discrimination thresholds found for the detection of position errors of one leaf and one leaf bank . . . 127

6.1 Propriétés des caméras CCD . . . 147

6.2 Propriétés des objectifs photographiques . . . 151

6.3 Efficacité de la chaîne optique pour la longueur d’onde correspondant au pic d’émission de la fibre scintillante BCF-12 . . . 155

B.1 Conventions utilisées dans les pseudocodes . . . 176

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Liste des figures

1.1 Fluence énergétique d’un faisceau de photons d’énergie nominale 6 MV . . 3

1.2 Concept de base de la radiothérapie à intensité modulée . . . 7

1.3 Illustration d’un collimateur multi-lames . . . 7

2.1 Sections efficaces d’interaction du polystyrène et du polyvinyltoluène . . . 28

2.2 Spectre d’émission normalisé de la fibre scintillante BCF-12 . . . 30

2.3 Efficacité de scintillation en fonction du pouvoir d’arrêt des particules chargées 31 2.4 Dépendance angulaire du rayonnement Čerenkov . . . 35

2.5 Méthode à deux fibres optiques pour la soustraction du rayonnement Čerenkov 37 2.6 Correction de l’effet Čerenkov par l’utilisation d’un guide à coeur creux . . 42

2.7 Configuration typique d’un dosimètre 2D à feuille scintillante plastique . . 43

2.8 Matrice de détecteurs pour la radio-chirurgie . . . 48

3.1 Typical experimental setup used with the spectral method. . . 57

3.2 Spectra of scintillation light, Čerenkov radiation and the two spectral regions 60 3.3 Symmetric and asymmetric configurations used to measure dose profiles. . 66

3.4 Variation of the Čerenkov light ratio with the position of production . . . 67

3.2 Dose profiles measured in the symmetric and asymmetric configurations . . 73

3.3 Output factors obtained by using the different calibration factors . . . 73

4.1 Schematic side view of the phantom part of the 2D-PSDA . . . 85

4.2 Photography of the optical system . . . 86

4.3 Precision and linearity of the optical system . . . 93

4.4 Results of gamma tests for the characterization of the angular dependence 94 4.5 Doses at the isocenter for the characterization of the angular dependence . 96 4.6 Computed tomography scans of the 2D-PSDA and a 2D ion chamber array 97 4.7 Dose measurements for the characterization of the water-equivalence . . . 98

4.8 Measurement of five segments of an IMRT beam. . . 99

4.7 Analysis of dose distributions of an IMRT beam . . . 104

5.1 Histograms of the gamma passing rates per beam for 10 IMRT plans . . . 115

5.2 Absolute doses measured and calculated for 10 IMRT plans. . . 115

5.1 Analysis of dose distributions of one of the step-and-shoot IMRT plans . . 118

5.0 Analysis of dose distributions of a VMAT plan . . . 122

5.0 ROC curves for position errors of one MLC leaf . . . 124

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5.1 The impact of small position errors between the dose grids . . . 129

6.1 Spectres de transmission des couplages . . . 136

6.2 Spectres d’atténuation des fibres optiques . . . 139

6.3 Validation théorique de la stabilité du ratio des luminosités Čerenkov . . . 139

6.4 Atténuation de la scintillation lors du transport dans les fibres optiques . . 141

6.5 Photographie du support des fibres optiques . . . 142

6.6 Optimisation de l’espacement inter-fibres pour le support des fibres optiques 143 6.7 Le séparateur dichroïque . . . 144

6.8 Les filtres de couleur bleu et vert . . . 145

6.9 Spot fantôme crée par le séparateur dichroïque. . . 146

6.10 Efficacité quantique des caméras CCD . . . 148

6.11 Optimisation de l’orientation des trous dans le support des fibres optiques 152 6.12 Efficacités de collection géométrique des objectifs photographiques . . . 153

6.13 Caractérisation du vignetage . . . 154

A.1 Faisceau 1 du plan d’IMRT . . . 168

B.1 Spots lumineux dans les images . . . 178

B.2 Convention utilisée pour les positions des dosimètres dans le plan du détec-teur matriciel. . . 179

B.3 Profils de dose mesurés pour le premier faisceau d’étalonnage. . . 180

B.4 Profils de dose mesurés pour le deuxième faisceau d’étalonnage . . . 180

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Liste des abréviations

IMRT : Intensity modulated radiation therapy - Radiothérapie à intensité modulée VMAT : Volumetric modulated arc therapy - Thérapie en arc à modulation

volumé-trique

MLC : Multileaf collimator - Collimateur multi-lames AAPM : American Association of Physicists in Medicine H&N : Head and neck - Tête et cou

QA : Quality assurance - Assurance de qualité

DVH : Dose-volume histogram - Histogramme dose-volume CCD : Charge-coupled device - Capteur à couplage de charges CLR : Čerenkov light ratio - Ratio Čerenkov

DA : Detector array - Détecteur matriciel MV : Megavoltage - Mégavoltage

SDT : Signal detection theory - Théorie de détection du signal ROC curve : Receiver operating characteristic curve

PSA : Electronic portal imaging device (EPID) - Panneau de silicium amorphe MU : Monitor unit - Unité moniteur

PMMA : Poly(methyl methacrylate) - Polyméthacrylate de méthyle PSD : Plastic scintillation detector - Détecteur à scintillateur plastique

2D-PSDA : 2D Plastic scintillation detectors array - Matrice 2D de détecteurs à scintillateurs plastiques

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En l’honneur de ma mère, Lise, pour son support inconditionnel tout au long de mes études.

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Remerciements

Ce travail est l’aboutissement de plusieurs années consacrées à faire avancer l’utilisa-tion des détecteurs à fibres scintillantes plastiques pour la dosimétrie en radiothérapie externe. Même avec du recul, je n’ai aucun doute sur le potentiel immense de cette technologie, sur les bénéfices qu’elle peut apporter au domaine, et j’ai le fort espoir que cette technologie sera éventuellement utilisée en milieu clinique. J’espère donc que la lecture de cette thèse suscitera votre intérêt. Avant d’entamer les chapitres, je tiens à souligner la contribution de plusieurs personnes sans lesquelles ce projet n’aurait pu être réalisé.

Tout d’abord, je tiens à pleinement remercier Luc Beaulieu, directeur de ce projet de recherche, pour m’avoir donné l’opportunité d’effectuer ce travail. Luc m’a offert tout le support nécessaire pour mener à bien ce projet et je lui suis reconnaissant de m’avoir accordé sa confiance durant ces années. Comme directeur, Luc m’a constamment incité à faire progresser mes travaux, à demeurer positif et motivé, et a su me réorienter vers mon projet lors de mes égarements vers les mille et un aspects des scintillateurs plas-tiques. Luc m’a aussi donné l’opportunité de présenter mes travaux dans de nombreuses conférences, a toujours reconnu mes contributions à travers des articles, et m’a permis d’être inclus dans un brevet. Je lui en suis totalement reconnaissant pour cela. Ce fut un immense plaisir de travailler avec Luc et je tiens à lui exprimer mon profond respect. D’autre part, je tiens aussi à remercier Luc Gingras, codirecteur, pour m’avoir donné l’opportunité d’effectuer un projet de doctorat aussi intéressant. Luc a été d’un support essentiel dans la réalisation de ce projet. Grâce à sa vision claire de la problématique de la dosimétrie, il a su orienter mes travaux vers des aspects hautement pertinents et à me guider vers des pistes de solutions intelligentes lorsque j’ai rencontré des obstacles im-portants. Luc s’est toujours soucié de favoriser mon apprentissage et m’a constamment encouragé à fixer des objectifs extrêmement élevés et valant la peine d’être réalisés. Je vais conserver un excellent souvenir des rencontres au bureau de Luc où le temps

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disparaissait pour laisser la place uniquement à la physique. Ce fut un immense plaisir et honneur de travailler avec une personne de cette qualité.

Je tiens aussi à remercier les personnes suivantes : Louis Archambault pour l’aide extraordinaire qu’il m’a accordée pour la révision des articles et la pré-lecture de cette thèse, Sam Beddar pour ses contributions aux articles et pour l’intérêt porté à mes travaux, Eve Chamberland ainsi que Jonathan Morin pour m’avoir aider à fabriquer le détecteur matriciel, Frédéric Lacroix avec qui ce fut un immense plaisir de travailler, ainsi que l’ensemble de mes collègues étudiants dont François Therriault-Proulx et Mathieu Goulet. Je tiens finalement à remercier le Conseil de recherches en sciences naturelles et en génie du Canada (CRSNG) et le Centre de recherche du CHUQ pour le financement qu’ils ont accordé à ce travail, ainsi que les membres du service de physique médicale de L’Hôtel-Dieu de Québec pour m’avoir donné accès aux appareils de traitement.

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Avant-propos

Cette thèse regroupe l’insertion de trois articles. Nous présentons dans ce qui suit les renseignements sur les auteurs de chaque article et sur le rôle qu’ils ont joué dans la préparation de ces articles. L’auteur principal est indiqué par la présence d’un astérix. Chapitre 3 : Spectral method for the correction of the Čerenkov light effect in plastic scintillation detectors : A comparison study of calibration procedures and validation in Čerenkov light-dominated situations

Mathieu Guillot*1,2_{, Luc Gingras}1,2_{, Louis Archambault}1,2_{, Sam Beddar}3_{et Luc Beaulieu}1,2 1_{Département de Physique, de Génie Physique et d’Optique, Université Laval, Québec,}

Québec G1K 7P4, Canada

2_{Département de Radio-Oncologie, Hôtel-Dieu de Québec, Centre Hospitalier}

Universi-taire de Québec, Québec, Québec G1R 2J6, Canada

3_{Department of Radiation Physics, Unit 94, The University of Texas M. D. Anderson}

Cancer Center, 1515 Holcombe Blvd., Houston, Texas 77030

État : Article publié dans Medical Physics, Vol. 38 No. 4 : 2140-2150, April 2011. Cet article a fait l’objet de 18 citations jusqu’à présent selon Google Scholar.

Contributions : Pour cet article, j’ai élaboré le plan de recherche, le protocole de me-sure, effectué les mesures, analysé les résultats et rédigé l’article. Chacun des coauteurs a participé à l’élaboration du plan de recherche, à l’analyse des résultats et à la révision du manuscript.

Chapitre 4 : A new water-equivalent 2D plastic scintillation detectors array for the dosimetry of megavoltage energy photon beams in radiation therapy

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Mathieu Guillot*1,2_{, Luc Beaulieu}1,2_{, Louis Archambault}1,2_{, Sam Beddar}3_{et Luc Gingras}1,2 1_{Département de Physique, de Génie Physique et d’Optique, Université Laval, Québec,}

État : Article publié dans Medical Physics, Vol. 38 No. 12 : 6763-6774, December. 2011. Cet article a fait l’objet de 8 citations jusqu’à présent selon Google Scholar. Contributions : Pour cet article, j’ai élaboré le plan de recherche, le protocole de mesure, effectué les mesures, analysé les résultats et rédigé l’article. Luc Beaulieu, Luc Gingras et Louis Archambault ont participé à l’élaboration du plan de recherche, à l’analyse des résultats et à la révision du manuscript. Sam Beddar a participé à la révision du manuscript.

Chapitre 5 : Performance assessment of a 2D array of plastic scintillation detectors for IMRT quality assurance

Mathieu Guillot*1,2_{, Luc Gingras}1,2_{, Louis Archambault}1,2_{, Sam Beddar}3_{et Luc Beaulieu}1,2 1_{Département de Physique, de Génie Physique et d’Optique, Université Laval, Québec,}

État : Article accepté pour publication dans le journal Physics in Medicine and Biology le 12 avril 2013.

Contributions : Pour cet article, j’ai effectué les mesures et les simulations, analysé les données, rédigé l’article et participé à l’élaboration du plan de recherche. Luc Beaulieu, Luc Gingras et Louis Archambault ont participé à l’élaboration du plan de recherche, à l’interprétation des résultats et à la révision du manuscript. Sam Beddar a participé xxvi

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à la révision du manuscript. Luc Gingras a proposé d’appliquer la théorie de détection du signal aux contrôles de qualité en IMRT.

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Chapitre 1

Introduction

1.1 La dosimétrie en radiothérapie

1.1.1 La radiothérapie

La radiothérapie est une intervention médicale utilisée principalement pour le traite-ment de nombreux types de cancers. Elle consiste à exposer de façon contrôlée la région tumorale à un rayonnement ionisant dans le but de causer des dommages létaux aux cellules cancéreuses et de freiner leur prolifération. Les premiers cas de cancer traités avec succès à l’aide de la radiothérapie datent de quelques années après la découverte des rayons X, en 1895, par Wilhelm Conrad Röntgen. La radiothérapie a depuis prouvé son efficacité et subi des transformations majeures grâce notamment aux progrès réali-sés en physique des radiations, en radiobiologie et en informatique. Encore aujourd’hui, elle continue à faire l’objet d’un développement scientifique et technologique impor-tant ayant pour but l’amélioration de l’efficacité des traitements. En effet, les taux de contrôle demeurent insuffisants pour certains types de cancer et les interventions sont parfois susceptibles de générer des effets secondaires importants. Selon la Société ca-nadienne du cancer [1], près de 178 000 nouveaux cas de cancer seront diagnostiqués au Canada au cours de l’année 2011. De ce nombre, près des deux tiers seront traités à l’aide de la radiothérapie seule, ou en combinaison avec la chirurgie et/ou la chimio-thérapie. La radiothérapie joue donc un rôle de premier plan dans la lutte contre le cancer.

La radiation ionisante agit sur les cellules biologiques selon deux mécanismes. Le premier mécanisme, appelé action directe, survient lorsque la radiation interagit

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direc-tement avec la molécule d’ADN de la cellule. Différents résultats sont alors possibles dont la modification de la structure chimique de la molécule ou la cassure de brins. Le mécanisme indirect, quant à lui, survient lorsque la radiation interagit avec le cy-toplasme de la cellule. L’eau constitue près de 75 % de la masse de cette matière. Les électrons mis en mouvement suite à ces interactions produisent, par ionisation, des radicaux libres hautement réactifs le long de leurs trajectoires. Par un mécanisme de diffusion, ces derniers peuvent entrer en contact avec la molécule d’ADN et endomma-ger sa structure chimique. Dans les deux cas, les changements apportés à l’ADN sont susceptibles d’arrêter la reproduction cellulaire. La pondération entre les événements directs et indirects dépend du coefficient de transfert d’énergie linéaire (TEL) du rayon-nement ionisant. Les principales particules employées en radiothérapie sont, en ordre croissant du taux d’utilisation : les ions lourds, les protons, les électrons et les photons. Les ions lourds sont classés comme des particules ayant un TEL élevé et produisent leurs effets biologiques principalement par actions directes tandis que les photons et les électrons sont classés comme des particules ayant un TEL faible et produisent leurs effets principalement par actions indirectes. Les protons sont généralement considérés comme ayant un TEL intermédiaire. C’est le coût de développement technologique qui limite le taux d’utilisation des ions lourds et des protons.

La radiation ionisante peut être administrée à la tumeur par voie interne ou par voie externe lors des traitements de radiothérapie. La voie interne est appelée curiethérapie (brachytherapy en anglais) et consiste à insérer, de façon temporaire ou permanente, des sources ou substances radioactives directement à l’intérieur du volume cible. Cette technique possède l’avantage de confiner la majorité de la radiation au volume traité. Elle ne s’applique cependant qu’à un nombre limité de sites anatomiques en raison des contraintes associées à l’insertion d’éléments radioactifs à l’intérieur des patients. La voie externe, aussi appelée radiothérapie externe ou téléthérapie, consiste à focaliser en direction du volume cible des faisceaux de radiation externes produits généralement à partir d’accélérateurs de particules. Cette technique est généralement moins invasive que la curiethérapie et est davantage flexible puisque les différents degrés de liberté des faisceaux (énergie, distribution spatiale de la fluence, angle d’incidence, etc.) peuvent être optimisés afin de répondre aux objectifs thérapeutiques du traitement. Actuel-lement au Canada, la majorité des traitements de radiothérapie sont administrés en utilisant des faisceaux externes de photons dont les énergies maximales sont situées entre 4 et 25 MeV (énergies nominales entre 4 MV et 25 MV). La figure1.1 illustre un exemple du spectre énergétique des particules incidentes pour un faisceau thérapeutique 2

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de photons dont l’énergie nominale est 6 MV. Mentionnons que le travail présenté dans ce qui suit portera exclusivement sur la radiothérapie externe utilisant des faisceaux de photons.

Figure 1.1 – Fluence énergétique des particules incidentes pour un faisceau théra-peutique de photons de taille 10×10 cm2 et d’énergie nominale 6 MV. Figure adaptée de [2].

1.1.2 La dosimétrie en physique médicale

La dosimétrie est la branche de la physique chargée de quantifier, soit à partir de mesures ou de calculs, la dose déposée dans un milieu par la radiation ionisante. La dose représente, par définition, la quantité d’énergie déposée dans la matière par unité de masse. A l’intérieur du Système international d’unités, la dose s’exprime en Gray (Gy) et un Gray correspond à un Joule déposé dans un kilogramme de matière. En situation d’équilibre électronique transient, la dose déposée, D, en un point où la fluence énergétique des photons est Ψ(E), s’exprime comme suit :

D = β · Z ∞ 0 Ψ(E) · µen(E) ρ · dE (1.1) où β est égal au rapport de la dose déposée sur le kerma collisionnel et où le terme situé entre les parenthèses est le coefficient d’absorption massique en énergie du milieu.

La dose est un indicateur du nombre et de la violence des interactions survenues dans un milieu. Par conséquent, elle est corrélée aux effets biologiques de la radiation. Les recherches en radiobiologie ont montré que la probabilité de contrôler une tumeur, ainsi

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que la probabilité de générer des complications aux tissus sains, sont des fonctions sig-moïdes de la dose déposée. La dose est donc la quantité physique la plus importante à déterminer en radiothérapie puisqu’elle permet, en principe, d’effectuer des prédictions sur l’issu des traitements. Dans la pratique, un radio-oncologue établit, pour chaque patient, un ensemble d’objectifs dosimétriques associés aux différentes structures anato-miques de ce dernier. Ces prescriptions doivent être respectées lors de l’administration des traitements afin de garantir la sécurité du patient. Par exemple, si la dose adminis-trée au volume cible est inférieure à la dose prescrite, cela peut causer une élimination partielle des cellules pathogènes et éventuellement mener à une repopulation de la tu-meur. Selon l’International Commission on Radiation Units & Measurements (ICRU), le volume traité doit être couvert par les isodoses comprises entre 95 % et 107 % de la dose de prescription [3].

Les protocoles de dosimétrie en radiothérapie externe

Afin d’assurer la qualité et la précision de la dosimétrie en radiothérapie externe, l’American Association of Physicists in Medicine (AAPM) et l’Agence Internationale de l’Énergie Atomique (AIEA) ont respectivement établi les protocoles Task Group 51 et Technical Reports Series No. 398 [4, 5]. Ces protocoles permettent d’instaurer des codes de pratique standards, reproductibles et unifiés internationalement pour la détermination de la dose absolue déposée par les faisceaux externes de photons et d’électrons d’énergie mégavoltage.

Ces deux protocoles sont basés sur l’utilisation de détecteurs à chambre d’ionisation cylindrique étalonnés pour déterminer la dose absolue déposée dans l’eau au point ef-fectif de mesure de la chambre et en l’absence de cette dernière. Pour les faisceaux de photons, les mesures sont effectuées avec un champ carré de taille 10×10 cm2 _à

l’iso-centre de l’appareil de traitement. L’eau est choisie comme milieu de référence dans ces protocoles pour plusieurs raisons. Premièrement, les sections efficaces d’interaction de l’eau sont similaires à celles des tissus humains à ces énergies. De plus, l’eau est facilement accessible et ses propriétés sont reproductibles. On peut aussi déplacer un détecteur dans un volume d’eau et ce milieu permet d’établir un équilibre électronique transient, ce qui est une condition nécessaire pour effectuer des mesures de dose pré-cises aux énergies mégavoltages. Les détecteurs à chambre d’ionisation cylindrique sont constitués d’une cavité d’air cylindrique formée par une enceinte faite d’un matériau ayant des sections efficaces d’interaction similaires à l’air ou à l’eau. La cavité est tra-versée en son centre par une première électrode et une seconde électrode recouvre la 4

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paroi interne de l’enceinte. En appliquant une tension aux bornes de ces électrodes, on peut mesurer précisément, à l’aide d’un électromètre, la quantité de charges produites lors de l’ionisation de l’air par la radiation. Les chambres d’ionisation sont des instru-ments bien adaptés pour étalonner le débit de dose des appareils de traitement puisque leur réponse demeure stable en fonction du temps et de l’historique de la dose reçue. Cependant, elles possèdent de grands volumes sensibles (≥ 7 mm3_{) et leurs réponses}

doivent être corrigées en fonction du spectre énergétique des faisceaux. Il y a aussi des corrections de température et de pression associées au fait que les cavités sont ouvertes et une correction qui dépend du taux de recombinaison des ions.

La théorie des cavités de Burlin

Les protocoles de dosimétrie en radiothérapie externe permettent de déterminer la dose déposée dans l’eau en un point donné. Or, à l’exception de certains calorimètres, il n’existe aucun dosimètre dont le volume sensible est constitué d’eau. Pour convertir la dose moyenne déposée dans une cavité d’un milieu, C, insérée dans un milieu infini, W , en dose déposée dans le milieu, W , en l’absence de la cavité, les physiciens ont développé une série de modèles physiques connus sous le nom de théorie des cavités. Parmi ces différents modèles, la théorie des cavités de Burlin est sans doute la plus générale puisqu’elle permet de prendre en compte, à l’aide du paramètre d, l’effet de la taille de la cavité en fonction de la longueur des parcours des électrons secondaires de différentes énergies. Selon ce modèle, le rapport entre la dose moyenne déposée dans le milieu sensible d’un dosimètre, DC, et la dose déposée dans l’eau, DW, s’exprime

comme suit : DC DW = d · SC_W + (1 − d) · µen ρ C W (1.2) où les termes SC_W et (µen/ρ)CW, sont respectivement les rapports, tous deux pondérés par

les spectres énergétiques des particules, des pouvoirs massiques d’arrêt collisionnel et des coefficients massiques d’absorption en énergie entre les deux milieux. Le paramètre d est défini comme le rapport entre la fluence moyenne, dans la cavité, des électrons provenant de l’extérieur de la cavité et la fluence à l’équilibre des électrons dans le milieu W . Essentiellement, la théorie des cavités de Burlin indique que la dose déposée au point de mesure est perturbée selon les rapports des sections efficaces d’interactions entre le milieu sensible du dosimètre et l’eau. Plus de détails sur cette théorie peuvent être trouvés dans [6].

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1.2 Radiothérapie à intensité modulée

L’objectif de la radiothérapie est d’administrer une dose de radiation suffisamment élevée au volume cible pour permettre un contrôle complet de la tumeur tout en restrei-gnant, au plus bas niveau possible et sous les seuils de complication, les doses données aux structures saines. En radiothérapie externe avec faisceaux de photons, la technique de traitement la plus apte à atteindre cet objectif est, dans la plupart des cas, la ra-diothérapie à intensité modulée (l’acronyme anglophone IMRT (Intensity Modulated Radiation Therapy) est habituellement utilisé).

1.2.1 Description de la technique

Le concept de base de l’IMRT est fort simple ; il s’agit de moduler les patrons de fluence des faisceaux incidents de photons. La distribution de dose totale déposée au volume cible est alors construite par l’addition de plusieurs faisceaux administrés à partir de multiples incidences. Brahme et al. [7] ont été les premiers à démontrer que des faisceaux hautement non-uniformes constituaient la solution optimale pour conformer une distribution de dose à un volume complexe. La figure 1.2 illustre le concept de l’IMRT. En général, une intensité réduite est attribuée aux rayons traversant les organes à risques alors qu’une intensité élevée est attribuée aux rayons ayant directement accès au volume cible. Par rapport à la radiothérapie conformationnelle 3D où la fluence des faisceaux est uniforme, l’IMRT offre un avantage important. Elle permet de mieux contrôler les positions des gradients de dose et donc de générer des distributions de dose caractérisées par des contours irréguliers et des formes concaves. Il est ainsi plus facile de protéger les structures saines de la radiation puisque les distributions de dose sont, en général, conformes au volume cible. Il n’est donc pas étonnant que l’IMRT joue un rôle central dans les protocoles d’escalade de dose, où l’objectif est d’administrer une dose au volume cible supérieure aux prescriptions habituelles afin d’améliorer le contrôle tumoral.

En radiothérapie moderne, la modulation d’intensité des faisceaux est réalisée à l’aide d’un collimateur multi-lames (multileaf collimator (MLC) en anglais) placé à la sortie du faisceau des appareils de traitement. La figure 1.3 illustre un collimateur multi-lames. Ces systèmes ont commencé à être disponibles commercialement à partir des années 1990. Il s’agit d’un ensemble de paires opposées de lames en tungsten conçues pour bloquer la radiation. Chaque lame est motorisée et sa position est contrôlée par ordinateur de façon à générer différentes formes de faisceau. L’intensité d’un faisceau 6

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Figure 1.2 – Concept de base de l’IMRT. La modulation de la fluence 2D des faisceaux permet de conformer la distribution de dose à un volume complexe 3D. Figure adaptée de [7]

particulier peut être modulée en décomposant ce dernier en sous-champs (segments) à l’aide du MLC et en variant les intensités des sous-champs.

Figure 1.3 – Un collimateur multi-lames. La direction du faisceau est perpendicu-laire au plan de l’image. Figure tirée du site Internet de la compagnie Varian Medical Systems, Inc.

Un des défis importants de l’IMRT est la détermination de la configuration et des poids optimaux des sous-champs permettant d’obtenir une distribution de dose qui

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respecte les prescriptions établies. Ce processus d’optimisation est une tâche complexe qu’il est possible d’effectuer uniquement à l’aide d’un ordinateur. Il consiste à définir une fonction de coût servant à quantifier les déviations entre les doses de prescription définies pour les différents volumes et les doses administrées à ces structures pour une configuration donnée de faisceaux. A partir d’un ensemble de contraintes, telles que le nombre d’incidences et le nombre de sous-champs, un algorithme de planification inverse cherche à déterminer les fluences optimales permettant de minimiser la fonction de coût. En principe, les algorithmes de planification inverse permettent de déterminer les traitements optimaux, même pour les cas les plus complexes. En pratique, la solu-tion optimale n’est pas nécessairement connue et une solusolu-tion satisfaisant les besoins cliniques est souvent acceptée.

Les traitements d’IMRT peuvent être administrés à incidences statiques ou en arc selon les appareils de traitement utilisés et les choix cliniques effectués. Dans les tech-niques à incidences statiques comme les méthodes step-and-shoot et sliding window, le bras de l’appareil demeure fixe lorsque la radiation est administrée. Dans la modalité step-and-shoot, les segments composant un faisceau sont administrés séquentiellement et la radiation est arrêtée lorsque les lames se déplacent pour créer le segment suivant. Lorsque la modalité est sliding window, la radiation est administrée en mode continu et les lames bougent à des vitesses variables afin de produire la fluence désirée. Les traitements à incidences statiques prennent environ 5 à 8 minutes à administrer dans les meilleurs des cas. Comme le nom l’indique, les techniques en arc consistent à ad-ministrer la radiation en continu pendant que le bras de l’appareil suit une trajectoire en arc et que les lames se déplacent pour conformer les champs de radiation. Différents paramètres peuvent être modulés simultanément tels que la vitesse de rotation du bras et le débit de dose. Les techniques modernes telles que RapidArc développé par Varian Medical Systems Inc. et VMAT (Volumetric Modulated Arc Therapy) développé par la compagnie Elekta AB permettent d’administrer un traitement complet à l’aide d’un seul arc en moins de deux minutes, ce qui est un avantage considérable par rapport aux techniques statiques. Cependant, les distributions de dose sont généralement moins mo-dulées que celles produites en IMRT statique et il peut être nécessaire d’utiliser une approche à plusieurs arcs.

1.2.2 L’importance de la dosimétrie en IMRT

Au plan dosimétrique, les bénéfices offerts par l’IMRT sont incontestables. Ces bé-néfices sont cependant obtenus au prix d’un accroissement important de la complexité 8

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des traitements. Le nombre de champs administrés est élevé, plusieurs paramètres sont modulés simultanément, les capacités mécaniques du collimateur multi-lames sont sol-licitées parfois à leur maximum [8], la forme et l’incidence des faisceaux peuvent varier fortement d’un plan de traitement à un autre en raison du processus de planification in-verse, etc. De plus, la précision et la reproductibilité des traitements dépendent du bon fonctionnement de plusieurs logiciels et des systèmes de communication reliant ces logi-ciels aux divers contrôleurs des appareils de traitement. Aussi, la justesse des systèmes de planification de traitement dépend des approximations des algorithmes de calcul de dose, ainsi que des paramètres choisis pour modéliser le faisceau de traitement. Tous ces éléments comportent des sources d’erreurs potentielles qui, une fois combinées, peuvent causer des différences importantes entre la distribution de dose attendue et celle véri-tablement administrée [9,10,11]. En raison des risques sous-tendant les traitements de radiothérapie, de la relative nouveauté de l’IMRT, et du fait que l’administration des traitements est entièrement effectuée par des machines automatisées, il est nécessaire d’effectuer une mise en service minutieuse de chaque élément ainsi que des contrôles dosimétriques fréquents. Pour chaque plan de traitement destiné à un patient, il est notamment recommandé d’effectuer en salle, et avant l’administration des premières fractions, une vérification de la dose administrée par l’appareil [12, 13, 14]. Ces véri-fications sont effectuées à l’aide de dosimètres et doivent permettre au minimum de quantifier la dose absolue déposée dans un plan 2D d’un fantôme. La nécessité d’ef-fectuer des vérifications dosimétriques dans le but d’améliorer la qualité de la mise en service des système de planification de traitement a clairement été démontrée par une étude effectuée par le Radiological Physics Center (RPC) aux États-Unis. Au cours de cette étude, 250 irradiations de plans d’IMRT tête-et-cou ont été administrées par diffé-rentes institutions afin de participer à un protocole supervisé par le Radiation Therapy Oncology Group (RTOG). Les résultats ont montré que près du tiers des irradiations effectuées ne respectaient pas un critère de 7 % entre la dose mesurée et la dose attendue dans une région à faible gradient de dose et/ou ne respectaient pas une distance d’ac-cord de 4 mm dans une région à fort gradient située près d’un organe à risque [15,16]. Une étude récente, produite par l’AAPM Task Group 119, a tenté de déterminer le degré d’accord que l’on peut s’attendre à obtenir, entre les doses calculées et celles mesurées pour les plans d’IMRT [15]. Les résultats ont montré une différence moyenne de -0.2 ± 2.2 % entre les doses absolues mesurées et celles attendues pour des régions de hautes doses et de faibles gradients. Le taux de passage moyen des tests gamma (3 %, 3 mm) était de 96.3 ± 4.4 % pour les plans complets administrés avec les incidences planifiées et mesurés avec des films. Le taux de passage moyen était de 97.9 ± 2.5 %

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pour les faisceaux individuels mesurés à l’aide de matrices 2D de diodes ou à l’aide de films.

1.3 Les détecteurs de radiation pour l’IMRT

Les détecteurs de radiation jouent un rôle important en IMRT. Ils permettent ultime-ment de déterminer si la distribution de dose administrée par l’appareil de traiteultime-ment est en accord avec celle planifiée et si le traitement peut être administré. Nous présen-tons dans ce qui suit un bref survol des systèmes de détection disponibles actuellement en clinique pour la dosimétrie en IMRT.

1.3.1 Films radiographiques

Les films radiographiques sont parmi les premiers détecteurs à avoir été utilisés pour caractériser les dépôts d’énergie produit par les rayons X. En radiothérapie, il s’agit d’un moyen peu coûteux et efficace, en comparaison aux détecteurs ponctuels, pour mesurer une distribution de dose bidimensionnelle. Les films radiographiques sont formés d’une émulsion de gélatine dans laquelle sont dissous des cristaux d’halogénure d’argent dont la taille des grains est environ de 1 à 3 µm. L’émulsion est recouverte par une mince couche de polyester transparent pour la protéger. L’ionisation des cristaux d’halogénure d’argent par la radiation provoque la formation d’agrégats d’atomes d’argent à l’inté-rieur de la couche active, ce qui crée une image latente. Lors du développement du film, ces agrégats sont transformés en argent métallique, ce qui produit des régions sombres dont la densité optique est proportionnelle à la fluence énergétique ayant traversé le film. La dose déposée peut ainsi être déterminée en mesurant la transmission optique du film développé. Une fois numérisés à l’aide d’un scanneur optique, les films radiogra-phiques fournissent une résolution spatiale de l’ordre de 0.1 mm, ce qui est idéal pour mesurer précisément les distributions de dose caractérisées par de forts gradients. Il est aussi commun d’utiliser les films pour évaluer la précision du positionnement des lames du MLC.

Un problème important associé aux films radiographiques est que leur réponse dé-pend du spectre énergétique des particules. Ceci est attribuable au fait que les cristaux d’halogénure d’argent sont formés d’atomes ayant des numéros atomiques élevés par rapport aux constituants de l’eau. La contribution des interactions photoélectriques à la dose déposée est, par conséquent, plus élevée dans le film que dans l’eau lorsque le 10

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spectre énergétique contient davantage de photons de basses énergies. Il a été rapporté dans la littérature que la réponse des films varie en fonction de la taille des champs et de la profondeur de la mesure [17]. Ceci est particulièrement problématique en IMRT puisque la pondération entre la contribution des photons primaires et celle des photons diffusés varie fortement d’un champ à un autre, rendant ainsi difficile toute forme de correction. En plus de la dépendance au spectre énergétique, la réponse des films est affectée par la méthode d’étalonnage utilisée, par les variations de réponse entre les différents lots de films, par les processus chimiques lors du développement ainsi que par la réponse du scanneur. L’ensemble de ces éléments fait en sorte que les doses mesurées sont généralement comparées en terme de doses relatives et qu’il est difficile d’obte-nir une précision meilleure que 5 % pour la dose absolue [18]. Une autre limitation importante des films est qu’il s’agit de dosimètres intégrateurs. Il est donc impossible de mesurer les variations temporelles des paramètres des faisceaux avec ce type de dosimètre.

1.3.2 Films radiochromiques

La dosimétrie par films radiochromiques est une méthode récente mais qui est au-jourd’hui considérée comme ayant atteint une certaine maturité. La couche active d’un film radiochromique est constituée d’un polymère transparent dans lequel sont dissous des monomères radiosensibles dont les diamètres sont de l’ordre de 1 à 2 µm et dont les longueurs sont environ de 15 à 25 µm. La couche active est protégée par un revêtement en polyester. Lorsque la radiation interagit avec le film, il se produit une polymérisation des monomères et ceci provoque une augmentation de l’absorption optique pour les lon-gueurs d’onde supérieures à 550 nm dans le domaine visible. Cet effet donne une teinte bleutée au film. La dose déposée peut être déterminée en mesurant les modifications apportées à l’absorption optique du film. Puisque le processus de polymérisation prend un certain temps à se stabiliser, il est recommandé de lire le film au scanneur quelques heures après l’irradiation.

Un avantage considérable des films radiochromiques est que leur réponse est quasi-indépendante de l’énergie des particles. En effet, pour les photons et les électrons ayant une énergie entre 0.1 et 10 MeV, le coefficient massique d’absorption en énergie et le pouvoir massique d’arrêt collisionnel varient moins de ± 2 % par rapport aux coefficients de l’eau [19]. De plus, les films radiochromiques numérisés offrent une résolution spatiale similaire à celle des films radiographiques, ce qui est idéal pour les mesures de dose en IMRT. Par contre, les films radiochromiques sont relativement dispendieux et certains

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problèmes liés à la non-uniformité des films ainsi qu’aux effets de polarisation de la lumière des scanneurs ont été rapportés. Il est donc nécessaire d’appliquer des méthodes de correction pour contrer ces effets. Des travaux récents indiquent qu’il est possible de mesurer des doses absolues avec une précision meilleure que 1.3 % (un écart type) pour les champs ouverts [20, 21].

1.3.3 Gels

Les gels sont actuellement les seuls dosimètres capables de mesurer directement une distribution de dose tridimensionelle. Ils permettent ainsi de vérifier l’intégralité de la dose déposée lors d’un traitement et les mesures peuvent être comparées aux calculs du système de planification sur la base d’histogrammes dose-volume. Parmi les différentes compositions possibles, les gels normoxiques à base de polymères semblent être les plus prometteurs pour les applications cliniques [22, 23]. Ils consistent en des monomères de vinyle dissous à l’intérieur d’un gel constitué d’eau à plus de 80 %. Les interactions entre la radiation ionisante et l’eau contenue dans le gel provoquent la création de radicaux libres qui, à leur tour, induisent une polymérisation des monomères selon une fonction de la dose déposée. Cette polymérisation modifie localement les propriétés magnétiques, optiques et mécaniques du gels et ces changements peuvent être quantifiés au moyen de l’imagerie par résonance magnétique, par tomodensitométrie optique ou par tomodensitométrie à rayons X.

La composition des gels est généralement optimisée pour obtenir une densité massique et un numéro atomique effectif similaires à l’eau à l’intérieur de quelques pourcents. Par conséquent, leur réponse est considérée indépendante en énergie pour les faisceaux de photons et d’électrons d’énergie mégavoltage. De plus, les gels ne perturbent pas la fluence des particules et leur réponse est indépendante de la direction d’incidence des faisceaux. Selon le type d’imagerie utilisé pour la lecture, il est possible d’obtenir une résolution spatiale de l’ordre de 1 mm. Les caractéristiques fondamentales des gels font en sorte que ce type de dosimètre est particulièrement attrayant pour la dosimétrie en IMRT. Cependant, les gels sont considérés aujourd’hui encore au stade de développe-ment et sont absents de la plupart des cliniques. Plusieurs difficultés restent à résoudre, telles que la présence d’artéfacts dans les images, la présence de composés toxiques, les effets dus à la contamination en oxygène et aux variations de la température, la diffusion des monomères dans les régions à fort gradient de dose ainsi que la variabilité de réponse entre les différents lots de gels et à l’intérieur d’un même lot [24]. Actuelle-ment, la préparation des gels est trop complexe et la charge de travail associée est trop 12

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élevée pour que ceux-ci soient utilisés massivement comme outils de vérification pour les plans d’IMRT. De plus, il semble que la précision des gels ne soit pas suffisante pour respecter les critères de tolérances cliniques de 5 % pour la dose déposée [23].

Le dosimètre PRESAGE

Une approche particulièrement prometteuse pour la dosimétrie 3D est l’utilisation du dosimètre solide PRESAGE (Heuris Pharma, Skillman, NJ, USA). Ce matériau est constitué d’un solvant de polyuréthane transparent dans lequel sont dissous un initiateur de radicaux libres (hydrocarbure halogéné) ainsi qu’un colorant organique nommé : vert de malachite. Le composé possède une densité physique égale à 1.07 g/cm3 et un numéro atomique effectif égal à 8.3. L’oxydation de la malachite crée une bande d’absorption optique qui est maximale à la longueur d’onde 633 nm et qui est caractérisée par une largeur à mi-hauteur d’environ 50 nm. Le mécanisme de réaction du dosimètre PRESAGE à la radiation ionisante est donc semblable à celui des films radiochromiques mais son utilisation et son mode de lecture s’apparentent plutôt à ceux des gels. La phase solide de la matrice de polyuréthane empêche la diffusion de l’image formée par la radiation, ce qui assure l’intégrité spatiale de la distribution de dose mesurée.

La lecture du dosimètre est effectuée à l’aide d’un scanner optique et vise à quantifier les changements de densité optique induits par la radiation. Ces changements varient linéairement avec la dose déposée entre 2 et 10 Gy et demeurent stables (∼ 2 %) entre 2 heures et 2 jours après l’irradiation [25]. Puisque les effets radio-induits correspondent à des changements d’absorption optique, par opposition à des changements de diffusion optique dans les gels, la lecture du dosimètre n’est essentiellement pas dégradée par des artefacts de diffusion, ce qui accroît la justesse des mesures. De plus, ceci rend possible la lecture du dosimètre à l’aide d’un faisceau lumineux large à rayons parallèles (tolérance de 0.1◦), ce qui augmente considérablement la vitesse de lecture en comparaison aux systèmes utilisant un faisceau étroit. Oldham et al. ont développé un tomodensitomètre optique qui permet de mesurer les densités optiques d’un dosimètre 3D, de 20 cm de longueur et de diamètre, avec une résolution spatiale correspondant à des voxels de 2×2×2 mm3 _{en environ 15 minutes [}₂₆_].

Il est connu que la réponse du dosimètre PRESAGE dépend légèrement du débit de dose et de l’énergie des faisceaux de photons (variation de 4 % entre le cobalt-60 et 18 MV) [25, 27]. L’étude de Guo et al. a déterminé que la reproductibilité intra-lot est

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environ de 2 % et que les changements de densité optique induits par la radiation sont amplifiés, en moyenne, de 1.7 % par degré Celsium d’augmentation pour la plage de températures entre 5 et 30 ◦C [25]. Thomas et al. ont caractérisé la réponse du dosi-mètre pour différentes irradiations de champs carrés et rectangulaires administrées avec un faisceau de photons d’énergie 6 MV : rendement en profondeur, champs jointifs pro-duisant des plateaux de dose, quatre champs carrés administrés aux angles cardinaux. Les distributions de dose relative 3D mesurées ont été comparées aux doses calculées par un système de planification de traitement en effectuant des analyses gamma 3D avec les critères (3 %, 3 mm) et les résultats ont montré des taux de passage entre 96.5 et 97.9 %. Le potentiel du dosimètre 3D PRESAGE pour valider la qualité de plans de traitement en IMRT a été démontré par l’étude de Oldham et al. [28]. Des dosi-mètres ont été insérés dans un fantôme anthropomorphique « tête-et-cou » utilisé pour les tests d’accréditation du Radiological Physics Center aux États-Unis. Un total de six plans de traitement ont été mesurés et comparés aux doses calculées par un système de planification de traitement. Les résultats ont montré d’excellents accords entre les histogrammes dose-volume (DVHs) mesurés et planifiés, ainsi que des taux de passage moyens de 97.9 % (entre 95.7 et 99.7 %) et 94.9 % (entre 90.1 et 98.9 %) pour les analyses gamma (3 %, 3 mm) et (3 %, 2 mm) respectivement.

1.3.4 Matrices de chambres d’ionisation

Il existe actuellement deux modèles commerciaux de matrices de chambres d’ionisa-tion conçues pour la vérificad’ionisa-tion dosimétrique des traitements d’IMRT. L’intérêt des physiciens médicaux pour ces instruments a augmenté de façon considérable au cours des dernières années, si bien qu’ils sont aujourd’hui utilisés dans la plupart des centres de radiothérapie. Ces détecteurs matriciels sont constitués de plusieurs centaines de chambres d’ionisation insérées côte-à-côte à l’intérieur d’un plan d’un fantôme. Les charges collectées par les chambres d’ionisation sont lues de façon parallèle à l’aide d’un électromètre multi-canaux intégré. L’électromètre est branché directement à un ordinateur, ce qui permet d’obtenir en temps réel les distributions de dose mesurées et d’effectuer rapidement une analyse de celles-ci. Les principales caractéristiques des matrices de chambres d’ionisation sont présentées au tableau1.1.

Les chambres d’ionisation sont reconnues pour posséder une réponse très stable en fonction du temps et de la dose reçue et les matrices de chambres d’ionisation ne font pas exception à cette règle. Herzen et al. ont étudié la réponse du détecteur matriciel MatriXX et ont déterminé que la quasi-totalité des détecteurs étaient stables à l’inté-14

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Table 1.1 – Propriétés des matrices de chambres d’ionisation

Modèle Nombre de Volume sensible Espacement inter- Temps minimum détecteurs (mm) détecteurs (mm) d’acquisition (ms) SEVEN29a ₇₂₉ _{5 × 5 × 5} ₁₀ ₄₀₀

MatriXXb 1020 Diamètre : 4.5 7.62 20 Hauteur : 5

a _{PTW -Freiburg, Freiburg, Germany} b _{IBA Dosimetry, Louvain-la-Neuve, Belgium}

rieur d’une déviation standard de 0.5 % pour une période d’un an [29]. Ceci fait en sorte qu’il est possible de mesurer des doses absolues avec ce type d’instrument. Il a aussi été démontré que ces détecteurs ont un comportement linéaire en fonction de la dose et du débit de dose [29, 30]. La taille importante des volumes sensibles des chambres d’ionisation cause cependant un effet de moyennage spatial sur les distributions de dose mesurées. Ceci, combiné aux espacements inter-détecteurs élevés, fait en sorte que les matrices de chambres d’ionisation ne sont pas utilisées pour effectuer les contrôles de qualité des collimateurs multi-lames. De plus, ces systèmes sont caractérisés par une dépendance angulaire importante causée par la perturbation de la fluence des particules par les cavités d’air et des électrodes présentes à l’intérieur du fantôme. Wolfsberger et al. ont étudié cet effet sur le dosimètre MatriXX et ont obtenu des écarts pouvant aller jusqu’à 12 % entre la dose mesurée à l’isocentre et la dose de référence à ce point [31]. Dobler et al. ont aussi étudié la dépendance angulaire de la MatriXX et ont démon-tré que plusieurs algorithmes de calcul dosimétrique étaient incapables de prendre en compte de façon juste les effets de ces hétérogénéités [32].

1.3.5 Matrices de diodes

Tout comme les matrices de chambres d’ionisation, les matrices de diodes permettent de lire en temps réel et d’analyser rapidement les doses déposées par les champs de ra-diation. La synchronicité des paramètres des faisceaux tels que la direction d’incidence, le débit de dose et la forme des faisceaux, peut donc être vérifiée avec ce type d’instru-ment. Un détecteur à diode est formé d’un cristal de silicium dopé (type N ou type P) dont l’une des surfaces est dopée une seconde fois avec des porteurs de charge de signe opposé, de façon à créer une zone de déplétion près de la surface. Suite à l’interaction de la radiation ionisante avec le cristal, les paires électrons-trous produites dans la zone de déplétion seront séparées par l’action du champ électrique de la jonction. En créant un

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contact électrique entre la jonction dopée P et celle dopée N, un courant proportionnel à l’énergie déposée sera produit.

Table 1.2 – Propriétés des matrices de diodes

Modèle Nombre de Surface active Espacement inter- Temps minimum détecteurs (mm2) détecteurs (mm) d’acquisition (ms) MapCHECK 2 a ₁₅₂₇ _0.64 _7.07 ₅₀

ArcCHECKa 1386 0.64 10 50 Delta4 b ₁₀₆₉ _0.78 _{5 et 10} _{≈ 0.055}c a _{Sun Nuclear Corporation, Melbourne, USA}

b _{ScandiDos Inc., Ashland, USA}

c _{Les acquisitions sont synchronisées avec les pulses des faisceaux}

Le tableau 1.2 présente les principales caractéristiques des matrices de diodes dis-ponibles commercialement. Les diodes sont disposées dans un plan pour le système MapCHECK, tandis que les matrices ArcCHECK et Delta4 _{possèdent une}

configura-tion quasi-tridimensionnelle. Le principal avantage des diodes est la faible taille des volumes sensibles, ce qui permet de caractériser avec précision les doses déposées dans les régions à haut gradient de dose et par les champs de petite taille. Cependant, il est connu que la réponse des diodes varie en fonction de la dose reçue, en raison des dommages causés au cristal par la radiation, et dépend du spectre énergétique des par-ticules ainsi que du débit de dose. Yan et al. [33] ont étudié la dépendance angulaire de la matrice ArcCHECK et ont trouvé une variation de 13 % de la réponse des diodes entre la direction d’incidence 90◦ et 180◦, donnant ainsi une variation moyenne de 0.14 % par degré de rotation. La dépendance angulaire de la matrice Delta4 _{a été étudiée}

par Sadagopan et al. et Feygelman et al. [34,35]. Ces travaux indiquent que la réponse des diodes individuelles varie moins de 2 % pour une rotation complète du faisceau. Ce-pendant, le système total possède une dépendance angulaire de ± 2.5 % qui est causée par la perturbation de la fluence des particules par la présence des diodes à l’intérieur du fantôme. La dépendance angulaire des diodes peut être corrigée en déterminant une fonction d’étalonnage angulaire et en mesurant l’angle de rotation du bras de l’appa-reil à l’aide d’un inclinomètre lors de l’acquisition des mesures. Létourneau et al. ont obtenu d’excellents accords entre les doses mesurées avec le détecteur ArcCHECK et celles calculées pour des traitements VMAT en utilisant cette méthode [36].