Développement de nouveaux dosimètres à scintillateurs plastiques pour des applications in vivo en radiothérapie et curiethérapie à haut débit de dose

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FRANÇOIS THERRIAULT-PROULX

DÉVELOPPEMENT DE NOUVEAUX DOSIMÈTRES

À SCINTILLATEURS PLASTIQUES POUR DES

APPLICATIONS IN VIVO EN RADIOTHÉRAPIE ET

CURIETHÉRAPIE À HAUT DÉBIT DE DOSE

Thèse présentée

à la Faculté des études supérieures et postdoctorales de l’Université Laval dans le cadre du programme de doctorat en Physique

pour l’obtention du grade de Philosophiae Doctor (Ph.D.)

FACULTÉ DES SCIENCES ET GÉNIE UNIVERSITÉ LAVAL

QUÉBEC

2012

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Résumé

Le but de cette thèse est de développer de nouveaux systèmes de dosimétrie par scintillateurs plastiques afin de faciliter leur implémentation comme détecteurs de dose in vivo en temps réel pour la radiothérapie et surtout pour la curiethérapie à haut débit de dose. Dans un premier temps, la nécessité de soustraire la lumière induite dans le guide optique par effet de tige a été démontrée pour cette modalité d'irradiation. Le détecteur développé pour cette étude a ensuite été utilisé afin de démontrer sa capacité à effectuer des mesures de dose en temps réel lors de la délivrance d'un traitement de curiethérapie de prostate à haut débit de dose à l'intérieur d'un fantôme d'eau. La dose déposée à chaque position de source, dans chaque cathéter et pour la fraction entière était comparable à la dose attendue par le système de planification de traitement. Comme les dosimètres à scintillation jusqu’à ce jour nécessitent une fibre optique de transmission par scintillateur, la preuve de faisabilité pour la mesure adéquate de doses de radiation avec un détecteur multi-points utilisant une seule fibre de transmission a été effectuée. Cela a d’abord été effectué pour des détecteurs à 2 et 3 points de mesure exposés à des irradiations externes de haute énergie. Comme l'approche proposée permet la décomposition du signal en ses diverses composantes, une étude sur l'importance du signal de fluorescence dans l'effet de tige a été effectuée pour une multitude de modalités d'irradiation. Finalement, un détecteur à 3 points de mesure et une seule fibre optique collectrice a été utilisé en curiethérapie à haut débit de dose et inséré dans un unique cathéter pour effectuer la mesure de dose dans un fantôme d’eau. Sa capacité de mesurer efficacement la dose en de multiples positions simultanément a été démontrée. Un budget d'incertitude a aussi été effectué afin d'évaluer les limites sous lesquelles ce détecteur peut être utilisé comme potentiel dosimètre in vivo en clinique pour la curiethérapie à haut débit.

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Abstract

The goal of this thesis is to develop new plastic scintillation dosimetry systems to enable the measurement of in vivo doses in real time and the verification of the treatment delivery accuracy for radiation therapy, especially for high dose rate brachytherapy. The necessity to account for the stem effect light produced in the optical guide by radiation was first shown. The detector built for this study was then used to verify its accuracy to measure dose in real time during the delivery of a typical prostate treatment plan in high dose rate brachytherapy. This measurement was performed inside a water phantom. Dose deposited at each dwell position, inside each catheter and for the entire treatment delivery was measured and compared to the treatment planning system. Another part of this research project was on the development of an approach to render possible measurement at multiple positions with the use of multiple scintillating elements and only a single collecting optical guide. Plastic scintillation detectors with 2 and 3 points of measurement were first developed and used under external beam high energy radiation therapy. The approach enabled the calculation of different signal contributions over the total optical signal; a study was then performed to evaluate the importance of the fluorescence component on the total stem effect under a variety of irradiation modalities and conditions. Finally, a 3-point detector was inserted inside a single catheter to perform dosimetry under Ir-192 high dose rate brachytherapy in a water phantom. Its accuracy to measure dose was demonstrated. An uncertainty budget was also calculated in order to evaluate the limitations of this detector for its clinical potential as a real-time in vivo dosimeter.

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Avant-Propos

Les publications

Cette thèse est constituée de plusieurs articles scientifiques qui ont été publiés, acceptés ou soumis à des revues spécialisées dans le cadre du présent projet de recherche. Sont inclus dans cette section le titre de chacun des articles, la revue à laquelle le travail a été soumis, l'état actuel de la soumission ainsi que les auteurs, leur contribution au projet et les institutions auxquelles ils sont rattachés.

Chapitre 2: Technical note: Removing the stem effect when performing Ir-192 HDR brachytherapy in vivo dosimetry using plastic scintillation detectors: a relevant and necessary step.

François Therriault-Proulx1,2, Sam Beddar1, Tina M. Briere1, Louis Archambault2,3, and Luc Beaulieu2,3.

1 - Department of Radiation Physics, The University of Texas MD Anderson Cancer Center, Houston, Texas 77030

2 - Département de Physique, de Génie Physique et d’Optique, Université Laval, Québec, Québec G1K 7P4, Canada

3 - Département de Radio-Oncologie, Hôtel-Dieu de Québec, Centre Hospitalier Universitaire de Québec, Québec, Québec G1R 2J6, Canada

État: Publié et cité 4 fois selon ISI et 8 fois selon Google Scholar. Revue: Medical Physics, Vol.38 No.4: 2176-2179, April 2011

Contribution: J'ai élaboré les plans de recherche et de mesures, j'ai effectué les mesures, analysé les résultats et rédigé l'article. Les autres co-auteurs ont révisé les plans, participé à l'analyse des résultats, révisé et édité l'article.

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Chapitre 3: A phantom study of an in vivo dosimetry system using plastic scintillation detectors for real-time verification of 192Ir HDR brachytherapy.

François Therriault-Proulx1,2, Tina M. Briere1,Firas Mourtada1, Sylviane Aubin3, Sam Beddar1, and Luc Beaulieu2,3.

2 - Département de Physique, de Génie Physique et d’Optique, Université Laval, Québec, Québec G1K 7P4, Canada

État: Publié et cité 3 fois selon ISI et 6 fois selon Google Scholar. Revue: Medical Physics, Vol.38 No.5: 2542-2551, May 2011

Contribution: J'ai élaboré les plans de recherche et de mesures, j'ai effectué les mesures, analysé les résultats et rédigé l'article. Les autres co-auteurs ont révisé les plans, participé à l'analyse des résultats, révisé et édité l'article.

Chapitre 4: Development of a novel multi-point plastic scintillation detector with a single optical transmission line for radiation dose measurement.

François Therriault-Proulx1,2, Louis Archambault2,3, Luc Beaulieu2,3, and Sam Beddar1. 1 - Department of Radiation Physics, The University of Texas MD Anderson Cancer Center, Houston, Texas 77030

2 - Département de Physique, de Génie Physique et d’Optique, Université Laval, Québec, Québec G1K 7P4, Canada

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v État: Publié et cité 0 fois selon ISI et 1 fois selon Google Scholar.

Revue: Physics in Medicine and Biology, 57, 7147-60, 2012.

Chapitre 5: On the nature of the light produced within optical light guides in scintillation fiber-optic dosimetry

François Therriault-Proulx1,2_{, Luc Beaulieu}2,3_{, Louis Archambault}2,3_{, and Sam Beddar}1

État: Soumis pour publication.

Revue: Physics in Medicine and Biology.

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Chapitre 6: On the use of a single-fiber multi-point plastic scintillation detector for Ir-192 HDR brachytherapy

François Therriault-Proulx1,2 Sam Beddar1,3, and Luc Beaulieu2,4.

1_{Department of Radiation Physics, The University of Texas MD Anderson Cancer Center,}

Houston, Texas

2_{Département de Physique, de Génie Physique et d'Optique and Centre de recherche en}

cancérologie de l'Université Laval Université Laval, Québec, Québec, Canada

3_{The University of Texas Graduate School of Biomedical Sciences at Houston, Houston,}

Texas

4_{Département de Radio-Oncologie and Centre de recherche du CHU de Quebec, CHU de}

Québec, Québec, Canada État: Soumis pour publication. Revue: Medical Physics

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vii

À mes parents, ma famille, mes collègues et mes amis

La réalisation d'un doctorat s'est avérée pour moi, non sans difficulté, une expérience extraordinaire qui s'étendra bien au-delà des années passées à l'Hôtel-Dieu de Québec et au Centre Cancérologique MD Anderson à Houston. Si d'un côté je crois avoir fait progresser la science et mon domaine de recherche par le résultat de mes travaux, cela est infime par rapport à ce que j'ai pu retirer de cette expérience. Ce doctorat m'a amené à mieux me connaître et à gagner en confiance tout en me faisant prendre conscience de tout ce qui me reste à apprendre et à comprendre. Plus on en connaît, plus on réalise qu'on en connaît que très peu. Toutefois, au travers de ce domaine très vaste qu’est la physique médicale, j'ai l'impression d'y avoir trouvé ma place.

J'aimerais profiter de cette occasion pour remercier certaines personnes qui ont su me conseiller, me supporter, m'écouter, mais d'abord et avant tout, qui ont su être là pour moi.

Un merci tout particulier à Luc Beaulieu, mon Directeur de doctorat, mais aussi la personne qui m'a fait découvrir la recherche lors de mon baccalauréat et a su me ramener vers la physique médicale quelques années plus tard. Merci à Luc pour avoir cru en moi dès le départ, mais surtout pour être quelqu'un qui sait rendre les choses possibles, tant pour moi que pour les autres étudiants ainsi que la communauté québécoise et canadienne de physique médicale. En allant effectuer une grande partie de mes travaux de recherche dans une institution des plus reconnues mondialement, le MD Anderson Cancer Center à Houston au Texas, j'ai été à même de constater la qualité de la formation reçue à Québec. Pour cela, j'aimerais remercier Luc, mais aussi toute l'équipe de physiciens médicaux de Québec qui mettent temps et efforts pour assurer une formation de qualité. Du point de vue de la recherche lors de mes deux premières années de doctorat, j'aimerais remercier spécialement les physiciennes en curiethérapie (Sylviane, Marie-Claude, Janelle) pour toujours avoir été disponibles pour moi, même après mon départ vers l’autre bout du continent. Un gros merci aussi aux étudiant du GRPM, mais en particulier à la "gang des fibres" de Québec, surtout Mathieu Guillot et Mathieu Goulet pour les nombreuses discussions à n’en plus finir à propos de la science dans toutes ses facettes et comment nous pourrions y tirer notre épingle du jeu, mais aussi pour m'avoir emmené à me surpasser étant

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donné votre ardeur au travail et vos réussites. Pour parfois m'avoir ramené les pieds sur terre, mais aussi pour m'avoir encouragé à rêver en couleur, les "boys" je vous remercie.

Des remerciements particuliers au Professeur Sam Beddar du MD Anderson Cancer Center, mon co-Directeur de thèse, pour m'avoir accueilli dans son groupe de recherche et avoir fait preuve par moment de patience à mon égard, particulièrement durant ma première année à Houston. Pour avoir rendu possible une expérience des plus enrichissantes au MD Anderson et avoir mis à ma disposition toutes les ressources disponibles, alors que je n'étais qu'un étudiant-visiteur dans une immense institution, je ne saurais assez te remercier. Un gros merci aussi à toute l'équipe du professeur Beddar: David, Lilie, Tina, Daniel, Landon, Dennis, Slade, Clint et j'en passe. Un merci tout spécial à mon collègue et ami Louis Archambault pour ses bons conseils à chacune des étapes de ce doctorat et pour avoir grandement facilité notre "passage au sud" à moi et Laurence et nous avoir aidés à en faire une expérience extraordinaire. Ce projet de doctorat a mis sur ma route une panoplie de gens exceptionnels tant à Québec qu'à Houston. À tous les étudiants, post-docs, assistants de recherche, professeurs, personnel administratif et j'en passe, merci du plus profond de mon coeur.

J'aimerais aussi remercier le CRSNG et le FQRNT pour leur support financier au cours de mon doctorat. Il va sans dire que sans le support financier d'organismes de ce genre, le développement de la recherche au Québec et au Canada n'en serait pas au niveau où il se trouve aujourd'hui. J'ai espoir que les différents partis politiques au pouvoir, quels qu’ils soient, sauront maintenir notre statut comme chef de file en recherche et développement dans les années et décennies à venir.

À mes amis, qui ont su comprendre qu’à l’occasion je ne pouvais malheureusement pas sortir, aller courir ou que je n’avais pas le temps d’aller les voir lors de mes passages éclairs à Québec, merci de votre compréhension. Merci à mes quelques amis non-physiciens qui se donneront peut-être la peine de lire ma thèse : je pense ici à Charles Lévesque-Tremblay, Charles Nadeau, Simon Desmarquis, Philippe Sylvestre et Dominic Dubé-Richard. Merci aussi de m’accepter et m’apprécier pour la personne que je suis malgré que je sois parfois entêté et que je fasse (parfois) preuve d’un humour douteux ;-)

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ix À Laurence, ma conjointe, pour avoir été là dans les bons comme dans les moins bons moments. Merci d’avoir accepté de me suivre à l’aveugle dans cette superbe aventure texane en laissant derrière toi ton travail, mais surtout ta famille et les gens que tu aimes. Merci d’avoir toujours autant, peut-être même parfois trop, d’admiration à mon égard et merci de m’encourager et me supporter dans mes mille et un plans et projets.

Et bien évidemment à ma famille, mais surtout mes parents, Marielle et Gérard, pour m’avoir permis de devenir la personne que je suis aujourd’hui et pour continuer à m’épauler; pour m’avoir appris à toujours faire de mon mieux et que c’est tout ce dont vous vous attendez de moi; pour accepter la distance même si je sais très bien que vous aimeriez mieux avoir fiston à deux rues de chez vous; pour votre amour inconditionnel ; pour ne pas me faire de remontrances lorsque je suis des semaines sans vous appeler; pour m’encourager à poursuivre mes rêves et être heureux: je ne saurai jamais assez vous remercier. Si je réussis à redonner à mes enfants seulement la moitié de ce que vous avez faits pour nous, alors j’aurai des enfants comblés.

À tous les gens mentionnés plus hauts et à ceux que j'ai oubliés: merci pour tout ce que vous avez fait pour moi, mais merci surtout d'avoir été là durant ces cinq dernières années. Pour la plupart d'entre vous qui, sans même le savoir, m'avez permis de passer au travers de l'étape la plus difficile de ma vie jusqu'à maintenant, je vous remercie du plus profond de mon coeur. J'aimerais bien avoir le loisir de dire que cette étape était mon doctorat, mais il n'en est malheureusement rien. Je parle plutôt du décès de mon frère Vincent, le 24 février 2008, suite à un accident d'auto, soit à peu près 40 jours après le début de mon doctorat. J'y ai perdu non seulement mon frère, mais aussi mon meilleur ami, quelqu'un sur qui je pouvais toujours compter, un amour inconditionnel, le futur parrain de mes enfants, mon plus grand « fan », mais surtout le modèle sur lequel j'ai bâti la plupart de mon existence (en essayant de surpasser ses bons coups et ne pas reproduire ses mauvais coups). J'en profite ici, Vincent, pour te remercier et remercier la vie de t'avoir mis sur mon chemin, malgré que cela fut beaucoup trop court. Malgré tout, je continue de croire en la vie et d'en profiter autant que possible. Carpe Diem!

Sur ce, il ne me reste qu'à vous souhaiter à toutes et à tous une bonne lecture! François Therriault-Proulx

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"The greatest accomplishment is not in never falling, but in rising again after you fall."

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Table des matières

Résumé ... i

Abstract ... ii

Avant-Propos ... iii

Table des matières ... xi

Liste des tableaux ... xiii

Liste des figures... xiv

Chapitre 1 Introduction ... 1

1.1. Détecteurs de dose en curiethérapie à haut débit ... 3

1.1.1. Caractéristiques recherchées... 3

1.1.2. Les détecteurs ... 4

1.2. Dosimètres à scintillation ... 8

1.2.1. L’effet de tige ... 9

1.2.2. Historique des scintillateurs plastiques en physique médicale. ... 10

1.3. Projet de recherche ... 13

1.3.1. Mise en contexte... 13

1.3.2. Dosimétrie par scintillation en curiethérapie à haut débit ... 14

1.3.3. Objectifs ... 15

Chapitre 2 Removing the stem effect when performing Ir-192 high-dose-rate brachytherapy in vivo dosimetry using plastic scintillation detectors: a relevant and necessary step. ... 19

2.1. Résumé ... 20

2.2. Abstract ... 21

2.3. Introduction ... 22

2.4. Materials and Methods ... 23

2.5. Results ... 26

2.6. Discussion and Conclusion ... 28

Chapitre 3 A phantom study of an in vivo dosimetry system using plastic scintillation detectors for real-time verification of 192Ir high-dose-rate brachytherapy. ... 30

3.1. Résumé ... 31

3.4.1. PSD ... 36

3.4.2. High-dose-rate brachytherapy planning and treatment delivery ... 38

3.4.3. Calibration of the PSD ... 39

3.4.4. Positioning ... 40

3.4.5. In-phantom dosimetry ... 40

3.4.6. Definition of uncertainties ... 42

3.4.7. Error detection ... 42

3.4.8. Importance of stem effect removal ... 42

3.4.9. Temporal verification ... 43

3.5. Results ... 43

3.5.1. In-phantom dosimetry ... 43

3.5.2. Error detection ... 48

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3.5.4. Temporal verification... 49

3.6. Discussion ... 50

3.7. Conclusion ... 54

Chapitre 4 Development of a novel multi-point plastic scintillation detector with a single optical transmission line for radiation dose measurement. ... 56

4.1. Résumé ... 57

4.4.1. The 2-point mPSD ... 61

4.4.2. The 3-point detector ... 65

4.5. Results ... 69

4.5.1. 2-point mPSD ... 69

4.5.2. 3-point mPSD ... 69

Chapitre 5 On the nature of the light produced within optical light guides in scintillation fiber-optic dosimetry ... 78

5.1. Résumé ... 79

5.5. Results ... 87

Chapitre 6 On the use of a single-fiber multi-point plastic scintillation detector for Ir-192 high-dose-rate brachytherapy ... 97

6.1. Résumé ... 98

6.5. Results ... 108

Chapitre 7 Conclusion ... 120

7.1. L’effet de tige en dosimétrie par scintillation ... 120

7.2. L’approche hyper-spectrale et le détecteur multi-points... 121

7.3. La dosimétrie in vivo en curiethérapie à haut débit ... 124

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Liste des tableaux

Table 1.1 Débit de dose et durée de traitement pour les divers types de curiethérapie. ... 1

Table 1.2 Composition et caractéristiques de différents détecteurs de dose de radiation. ... 7

Table 1.3. Composition et caractéristiques de divers types de scintillateurs. ... 9

Table 1.4 Liste des articles inclus dans cette thèse. ... 16

Table 2.1 - Dose calculation for the different stem-effect removal approaches. ... 25

Table 3.1 - Doses measured with the plastic scintillation detector (PSD) and planned doses for different PSD positions in the urethra and the rectum... 45

Table 3.2 - Ratio of the measured to the expected dose per catheter and dose rate per dwell position for different plastic scintillation detector (PSD) positions in the urethra and rectum ... 46

Table 3.3 - Number of true-errors and false-accurate detected using the PSD and expected from planning in function of the acceptable range. ... 48

Table 3.4 - Number of false-errors that would be flagged as a function of the acceptable range for a situation with and without chromatic removal of the stem effect. ... 49

Table 4.1 - Irradiation conditions used to calibrate the 2-point mPSD . ... 64

Table 4.2 - Average ± standard deviation and maximum relative differences between measurements obtained using the 3-point plastic scintillation detector and those obtained using the ion chamber. ... 73

Table 5.1. Radiotherapy modalities and conditions used to irradiate the PMMA fiber ... 85

Table 5.2. Relative contribution of fluorescence to the stem effect light for different irradiation modalities and conditions. ... 89

Table 6.1. The variables of dose determination and how uncertainties were calculated.... 106

Table 6.2. Averaged accuracy and standard deviation (sd) for dose measurement by each scintillating element (Scint.) of the mPSD and with the weighted combination for different radial distances r. ... 110

Table 6.3. Proportion of the measured positions above or below a certain position offset threshold. ... 114

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Liste des figures

Fig. 2.1 – Experimental setup and positioning template system ... 24

Fig. 2.2 – Relative difference (in %) of the doses obtained using the different stem effect removal approaches to the expected dose as function of z ... 27

Fig. 3.1 - Light detection portion of the plastic scintillation detector setup used in this study. ... 37

Fig. 3.2 - Positioning template developed in-house ... 38

Fig. 3.3 - System of coordinates for the source and PSD positioning used in this study. .... 41

Fig. 3.4 - Acquired dose rate and integrated dose were measured as a function of time when the PSD was inserted (a) in the urethra and (b) at the rectum wall. ... 44

Fig. 3.5 - Dose measured in each catheter with the plastic scintillation detector in the urethra aligned to dwell position #9 and dose obtained from the planning system... 45

Fig. 3.6 - Ratio of the dose rate measured at different dwell positions over the treatment to the calculated dose rate from the planning system. ... 46

Fig. 3.7 - Dose rates measured and planned for different plastic scintillation detector positions in the urethra mimicking positioning errors of 5 mm in either direction. ... 47

Fig. 3.8 - Ratio of dose rate between the measured and planned values with and without chromatic removal of the stem effect. ... 47

Fig. 3.9 - Time elapsed for dose delivery in each of the 11 catheters for different plastic scintillation detector positions in comparison with the expected time from the planning system. ... 50

Fig. 4.1 - Details of the 2-point plastic scintillation detector construction. ... 61

Fig. 4.2 - Photodetection part of the 2-point plastic scintillation detector. ... 63

Fig. 4.3 - Details of the 3-point plastic scintillation detector construction. ... 65

Fig. 4.4 - Spectra of the light-emitting component involved in this study. ... 66

Fig. 4.5 - Depth-dose measurements obtained using the 2-point plastic scintillation detector and the ion chamber. ... 69

Fig. 4.6 - Contribution of each light-emitting component to the total signal used for calibration of the 3-point plastic scintillation detector. ... 70

Fig. 4.7 - a) Comparison of measurements obtained with each scintillation element and measurements obtained with an ion chamber for the calibration of the 3-point plastic scintillation detector b) Relative contribution of each component to the total signal. . 71

Fig. 4.8 - Relative differences between depth-dose measurements obtained from the 3-point plastic scintillation detector and from the ion chamber. ... 72

Fig. 5.1. Relative spectra of light emission from irradiation of a bare fiber with various modalities. ... 88

Fig. 5.2. Expression of the HDR spectrum through a linear superposition of the Cerenkov (15 MeV, at 45) and fluorescence (75 kVp) normalized spectra. ... 88

Fig. 5.3. Effect on the b factor of a change in the composition in fluorescence of a stem effect spectrum. ... 90

Fig. 5.4. Dose- and fiber length–normalized spectra of light emission per cGy-cm-s from irradiation of a bare fiber ... 91

Fig. 5.5.Angular distribution of electrons crossing a plane at different depths for a 6-MV photon beam and a 10-MeV electron beam ... 92

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xv Fig. 6.1. System of coordinates used in this study to express the position of the 192Ir

brachytherapy source relative to the mPSD ... 101 Fig. 6.2. Dose measured by each scintillating element together with the calculated expected dose and accuracy of the measurement. ... 109 Fig. 6.3. Effect of the weighted approach on dose measurement accuracy at r = 3 cm. .... 110 Fig. 6.4. Effect of various dose thresholds on the averaged accuracy measurement ... 111 Fig. 6.5. Relative uncertainty of the measurements as a function of integration time and

radial source-to-mPSD distance. ... 112 Fig. 6.6. Effects of the measurement, position, and total uncertainties on precision ... 113 Fig. 6.7. Maps of the offset between the expected and calculated positions with each of the

(18)

(19)

Chapitre 1

Introduction

L’objectif premier de la radiothérapie est d’éradiquer les cellules tumorales par irradiation tout en limitant autant que possible la dose délivrée aux tissus et organes sains environnants afin d’éviter l’apparition de cancers et effets secondaires. Si lors de l’utilisation d’accélérateurs linéaires ou d’autres sources d’irradiation externes les tissus sains sont inévitablement irradiés, l’avènement de la curiethérapie permet dans certains cas de délivrer la dose de radiation à l’intérieur ou à proximité de la tumeur et ainsi minimiser la dose au milieu environnant. La curiethérapie consiste en « l’utilisation de sources radioactives scellées par implantation dans les tissus atteints ou par introduction dans les cavités naturelles au contact de la tumeur ».1

La curiethérapie à haut débit de dose (HDR) se démarque des autres types de curiethérapie par l’amplitude du débit de dose et la durée des traitements. Le tableau 1.1 présente les débits de dose et durées typiques de traitement associés à chaque type de curiethérapie.2-6 Les traitements en curiethérapie à haut débit impliquent de hauts débits de dose et sont de courte durée. Le traitement total se compose de seulement quelques fractions et ne nécessite typiquement pas l’hospitalisation du patient.

Type de curiethérapie Débit de dose Durée du traitement

Implant permanent 2 _{< 0,2 Gy/h} _Permanent

Implant temporaire

Bas débit de dose 2 _{Entre 0,4 Gy/h et 2 Gy/h} _{Plusieurs heures} jusqu’à des jours Moyen débit de dose 2, 3, 5 Entre 2 Gy/h et 12 Gy/h Quelques heures Haut débit de dose 2, 4, 5 > 12 Gy/h Quelques minutes Débit de dose pulsé 2, 6 Moyenne < 2 Gy/h, mais

par brèves impulsions

Plusieurs heures jusqu’à des jours Table 1.1 Débit de dose et durée de traitement pour les divers types de curiethérapie.

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En curiethérapie à haut débit, la source radioactive, généralement une source d’iridium-192 de haute activité variant entre 5 et 10 curies, est attachée à un câble de transfert contrôlé par le projecteur de source télécommandé suivant les positions et durées d’irradiation prévues.7 La possibilité de déplacer la source radioactive d’un point à un autre pour des durées diverses permet une meilleure optimisation et un meilleur contrôle de la quantité de radiation livrée à la tumeur et aux organes sains environnants. La dimension de la source radioactive, typiquement sous une forme cylindrique de 1 mm de diamètre par 3.5 mm de longueur, permet son insertion et déplacement à l’intérieur des minces cathéters et tubes de transfert utilisés pour la curiethérapie interstitielle (prostate, sein), la curiethérapie endocavitaire (utérus, vagin), la curiethérapie intraluminale (trachée, œsophage), la curiethérapie intravasculaire (vaisseaux sanguins) ainsi que la curiethérapie intra-opératoire (IORT). Les courts temps de traitement permettent, lorsque cela est possible, de physiquement éloigner les organes à risque environnants de la source radioactive, tout en respectant le confort du patient.4_{Les diverses caractéristiques mentionnées précédemment} expliquent l’intérêt grandissant envers la curiethérapie à haut débit. Selon le rapport 97 de la Commission Internationale de Radioprotection (ICRP), en 2006, il existait plus de 1500 unités de traitements de curiethérapie à haut débit de dose, dont plus de 400 dans des pays en voie de développement.7

Aux diverses caractéristiques avantageuses de la curiethérapie à haut débit de dose se rattache la nécessité de prendre des précautions pour éviter les erreurs et limiter les incertitudes.4, 7, 8 Les gradients et taux de dose impliqués ainsi que l’aspect dynamique du traitement font en sorte que le besoin pour des systèmes de vérification en temps réel est impératif.9 De petites imprécisions sur la position de la source radioactive ou sur le temps d'irradiation à une position donnée peuvent avoir des conséquences très néfastes sur l'efficacité du traitement et les effets secondaires qui y sont associés.10, 11 La permutation de cathéters et tubes de transfert, le déplacement des cathéters après l’implantation, l’incertitude de positionnement de la source et les incertitudes associées au système de planification de traitement sont aux nombres des risques potentiels qui pourraient être détectés et rapportés afin qu'une action soit prise. Or, il n’existe actuellement aucun détecteur permettant d'accomplir ces tâches de façon adéquate. Les prochaines sections

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3 visent à présenter les caractéristiques recherchées pour un tel dosimètre tout en faisant ressortir les diverses options possibles ainsi que les forces et faiblesses de chacun.

1.1. Détecteurs de dose en curiethérapie à haut débit

1.1.1. Caractéristiques recherchées

Étant donné son insertion in vivo au niveau du patient, il importe que le détecteur utilisé soit de très petite taille afin de faciliter son insertion dans les cathéters utilisés en clinique. Le diamètre extérieur des cathéters utilisés étant de 5 French (1,67 mm) ou 6 French (2,00 mm), le détecteur doit avoir un diamètre inférieur à cette valeur. En plus de permettre son insertion à l'intérieur des cathéters de traitement, il importe que le volume de détection soit aussi restreint dans la dimension longitudinale au cathéter étant donné la présence de hauts gradients de dose en curiethérapie à haut débit. La région de détection devrait être d'au plus quelques millimètres. Aussi, le détecteur doit posséder une résolution temporelle permettant idéalement une mesure de dose juste et précise à chacune des positions prévues au traitement. La comparaison dosimétrique peut s'effectuer sur le traitement au complet, sur le parcours de la source dans chacun des cathéters et sur chacune des positions individuelles de source. Si la source radioactive peut rester au-dessus d'une minute à certaines positions, elle ne reste que quelques secondes à certaines autres. Toutefois, il est important de considérer toutes les positions de source lors de ce traitement hypofractionné.7_{Un détecteur avec une résolution temporelle élevée permettra d'agir plus} rapidement dans le cas de la détection d'une erreur. Il est aussi nécessaire que le détecteur ne perturbe pas la dosimétrie escomptée lors de la planification du traitement. Il est donc important que le détecteur et son volume de détection possèdent des caractéristiques, telles que la densité et le numéro atomique effectif, similaires à celles du milieu dans lequel la mesure est effectuée. L'équivalence à l'eau du détecteur assure une perturbation minimale du plan de traitement et minimise la nécessité pour des facteurs de correction entre la dose mesurée par le détecteur et celle attendue dans l'eau ou les tissus humains en fonction de l'énergie du faisceau.12, 13 Ce dernier aspect amène à mentionner la nécessité d'une réponse indépendante en énergie du détecteur sur la radiation incidente. Par exemple, la source d'iridium-192 utilisée dans l'appareil microSelectron de Nucletron possède un spectre d'émission énergétique allant de 0.136 à 1.06 MeV avec une valeur moyenne de 0.380

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MeV.14 La réponse du détecteur à une dose donnée sur cette plage ne devrait donc pas varier. Comme les énergies impliquées diffèrent, un détecteur indépendant en énergie pour la radiothérapie externe (accélérateurs linéaire, cobalt-60) ne l'est pas nécessairement en curiethérapie à haut débit. Finalement, la stabilité de la réponse du détecteur sur l'ensemble de la période d'irradiation est importante, c'est-à-dire que la réponse ne doit pas se dégrader avec la dose de radiation absorbée.

1.1.2. Les détecteurs

Plusieurs détecteurs de dose peuvent à première vue sembler intéressants pour une application en curiethérapie à haut débit de dose. Des études comparatives ont été effectuées dans le passé afin de comparer la performance de ces détecteurs tant pour la curiethérapie à haut débit de dose que pour les irradiations à faisceau externe.15-20 La section qui suit a pour but de présenter brièvement les caractéristiques de certains détecteurs d'intérêt et la composition et principales caractéristiques de chacun sont présentées dans la table 1.2. À noter que seuls les détecteurs pouvant être insérés à l'intérieur des cathéters utilisés en curiethérapie à haut débit sont étudiés.

TLDs

Il a été montré par plusieurs que les dosimètres thermoluminescents (TLDs) peuvent être utilisés pour la curiethérapie à haut débit de dose utilisant une source d'Ir-192.16-19, 21-27 Brezovich et al.22, Agnastopoulos et al.21, and Das et al.23 ont utilisé de tels détecteurs afin de mesurer la dose à l’urètre et/ou au rectum lors de traitements de curiethérapie de prostate. Les TLDs peuvent être mis en forme de façon à facilement s’insérer dans diverses zones d’intérêt, mais la nécessité d'en effectuer leur lecture après le traitement les place hors de la course pour le développement de système de dosimétrie en temps réel.

MOSFETs

Les dosimètres transistor à effet de champ à grille isolée, mieux connus sous le nom de MOSFETs, ont fait l’objet de plusieurs études pour leur application en curiethérapie à haut débit16, 28-34 et sont à ce jour les dosimètres les mieux établis commercialement pour la dosimétrie in vivo en curiethérapie à haut débit.30, 31, 35 Ses dimensions en permettent

(23)

5 l'insertion à l'intérieur des cathéters et l'avènement de détecteurs avec de multiples points de mesure sur une même ligne en augmente l'attrait.29, 35, 36 La faisabilité de coupler ce détecteur avec un outil de détection du positionnement a tout récemment été démontré par Renier et al.33 Toutefois, dû à sa composition métallique, ce détecteur n'est pas eau-équivalent. De plus, il a été démontré par plusieurs que la réponse du détecteur dégrade avec son exposition à la radiation et que sa réponse varie avec l’angle et la distance de la source, donc en fonction du taux de dose et/ou de l'énergie incident. 20, 29, 34, 37

Diodes

Seymour et al.9 ainsi que Waldhausl et al.38 ont étudié l'utilisation d'un détecteur à diodes multiples disponible commercialement (PTW) afin de mesurer la dose au rectum pour des patients subissant des traitements de curiethérapie à haut débit. Seymour et al.9 ont démontré, grâce à leur capacité de mesurer la dose en temps réel, la possibilité de détecter des erreurs majeures de positionnement de la source durant des traitements de cancer de la prostate. Toutefois, certaines caractéristiques inhérentes aux diodes, telles que leur dépendance angulaire et leur sensibilité au taux de dose,9, 18, 20, 39 peuvent influencer la justesse de cette détection d'erreurs, ce qui coïncide avec les résultats obtenus par Waldhausl et al. pour des mesures de dose lors de traitements de cancers gynécologiques.38

OSLDs & RL/OSLDs

L'intérêt pour les dosimètres à luminescence stimulée optiquement (OSLD) est grandissant.18, 40-50_{Les OSLDs remplacent de plus en plus les TLDs comme dosimètre} personnel des employés de la santé publique travaillant avec la radiation, et ce, grâce à leur lecture et temps de traitement plus rapides ainsi que leur capacité à être lus à plusieurs reprises sans grande dégradation du signal optique. Tien et al. clament avoir démontré pour la première fois la linéarité à la dose et aux taux de dose de tels détecteurs en présence d'une source d'Ir-192 utilisée en curiethérapie à haut débit, montrant une variation d'au plus 3.9% de la dose attendue.51 Toutefois, Marckmann et al. avaient déjà rapporté le développement et la caractérisation de ce type de détecteur, mais pour lequel il est possible de mesurer les changements de dose en temps réel.46 En effet, les OSLDs sont considérés

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comme des détecteurs passifs étant donné la nécessité d'un système de stimulation externe par laser pour leur lecture. Toutefois, le crystal utilisé peut être radioluminescent et ainsi en permettre une lecture en temps réel suite au couplage à une fibre optique et un système de photodétection approprié.40, 41, 45, 46, 52 Bien que le matériel réagissant à la radiation ne soit pas eau-équivalent, étant composé de Al2O3:C, il s'agit d'un détecteur avec un grand potentiel pour la curiethérapie à haut débit.41, 45

(25)

7 Détecteurs Compos ition Densité (g/cm3) Caractéristiques

TLD20 _LiF _2.64 _{Faible dépendance au taux de dose} Faible dépendance en énergie Faciles à implanter et transporter Nécessite un temps de développement Ne peuvent être lus en temps réel Non-équivalence à l’eau

Diode20 Si 2.33 Haute sensibilité

Ne nécessite pas l’application d’un potentiel externe

Permet une mesure en temps réel

Réponse varie avec la dose accumulée, le taux de dose et la température

Non-équivalence à l’eau

MOSFET20 Si/SiO2 2.33/2.65 Permet une lecture en temps réel Disponible en version multi-point Courte durée de vie (~50 – 200 Gy) Non-équivalence à l’eau

Dépendance angulaire

OSLD/RL40, 46 Al2O3:C 3.95 Détecteur à la fois passif et actif Linéarité à la dose et au taux de dose Non-équivalence à l’eau

Effet de tige Dosimètre à

scintillation12, 13, 53

PS/PVT 1.05/1.03 Équivalence à l’eau

Linéarité à la dose et au taux de dose Indépendance en énergie

Faible dépendance à la température Permet une lecture en temps réel Détection active de la dose seulement Effet de tige

Table 1.2 Composition et caractéristiques de différents détecteurs de dose de radiation.

(26)

1.2. Dosimètres à scintillation

Les dosimètres à scintillation sont composés de trois parties principales : un élément scintillant, un guide optique ainsi qu’un système de photodétection.12, 13 Les principaux scintillateurs utilisés émettent de la lumière proportionnellement au taux de radiation incidente. Cet élément scintillant peut être solide, liquide ou gazeux et provenir d’une matière organique ou inorganique. La table 1.3 donne la composition et certaines caractéristiques de divers scintillateurs solides. Étant donné leur plus grande équivalence à l’eau, le présent document se limitera à l’utilisation de scintillateurs organiques plastiques. La lumière produite isotropiquement dans l’élément scintillant s’introduit ensuite à l’intérieur d’un guide optique, puis cette lumière est transmise le long du guide jusqu’au système de photodétection. Ce dernier convertit la puissance lumineuse incidente en signal électrique afin de pouvoir en effectuer la lecture à l’aide de l’électronique appropriée, interne ou externe au système de photodétection. Les principaux scintillateurs plastiques sont composés de polyvinyltoluène ou de polyvinylbenzène (polystyrène) dopés avec quelques pourcents d’un fluor primaire54 selon qu’il s’agisse d’un scintillateur simple ou d’une fibre scintillante. La particularité des fibres scintillantes est que le cœur de plastique est entouré d’une gaine d'indice de réfraction différent, généralement fait de polyméthacrylate de méthyle (PMMA), ce qui permet de guider une plus grande proportion de la lumière produite vers le guide optique collecteur étant donné la plus grande probabilité de réflexion totale interne.55 Les guides optiques peuvent être de diverses formes et nature. Le choix du système de photodétection utilisé varie en fonction de l’application développée ainsi que de l’approche implémentée pour gérer la lumière induite par effet de tige, ou effet Cerenkov.56

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9

Type Composition Densité

(g/cm3)

Caractéristiques

Cristaux

inorganiques54, 57

NaI (Tl) 3.67 Émission lumineuse intense Long temps d’émission Non-équivalence à l’eau CsI (Tl) 4.51 Cristaux organiques54, 57 Stilbène (C14H12) 1.16 Réponse rapide

Difficile à mettre en forme Anthracène (C14H10) 1.25 Scintillateur plastique54, 58 Polyvinyle-toluène (PVT)

1.03 Facile à mettre en forme Équivalence à l’eau Indépendance en énergie Fibre scintillante plastique54, 58 Polystyrène (C8H8)

1.05 Facile à mettre en forme Équivalence à l’eau Indépendance en énergie

Gaine optique facilitant la réflexion totale interne

Table 1.3. Composition et caractéristiques de divers types de scintillateurs.

1.2.1. L’effet de tige

Si la radiation induisait uniquement de la lumière à l’intérieur de l’élément scintillant, la mesure de la dose déposée à un endroit donné pourrait être obtenue directement de la mesure du signal lumineux total par le système de photodétection multipliée par une certaine constante de proportionnalité entre la lumière émise et la dose déposée. Or, la radiation induit aussi de la lumière à l’intérieur du guide optique par effet Cerenkov et par fluorescence. Si les processus menant à la production de la fluorescence sont plutôt méconnus, l’effet Cerenkov a quant à lui été documenté depuis plusieurs décennies59 et Beddar et al. en 1992 ont associé ce phénomène à la plus grande partie de la lumière produite dans une fibre optique claire lors d’irradiations à haute énergie.56

(28)

L’effet Cerenkov consiste en la production de lumière lorsqu’une particule chargée traverse un milieu à une vitesse supérieure à celle de la lumière dans ce même milieu.59 La particule doit donc posséder une énergie minimale pour que la création de lumière par effet Cerenkov soit possible. La lumière provenant de l’effet Cerenkov est émise à un angle précis par rapport à la direction de la particule. Cet angle est donné par :

θ = arccos(1/nβ) (1.1)

où n est l’indice de réfraction du milieu et β est le rapport entre la vitesse de la particule et la vitesse de la lumière dans le vide. Tel qu’exprimé à l’équation 1.1 et démontré par Beddar et al.56, l’angle d’émission varie à la fois en fonction de la nature du milieu irradié et de l’énergie de la particule chargée. Comme la lumière Cerenkov a une bande d’émission spectrale large, maximisée dans le bleu et chevauchant les différents spectres d’émission des scintillateurs, plusieurs approches furent étudiées afin d’isoler ce signal de contamination.56, 60-65

1.2.2. Historique des scintillateurs plastiques en physique médicale.

En 1992, Beddar et al. démontrèrent les divers avantages et possibilités qu’offrent les dosimètres à scintillateurs plastiques pour la mesure de dose en radiothérapie de haute énergie, que ce soit en photons ou en électrons.12, 13 Le temps de réponse rapide des scintillateurs, leur linéarité à la dose et au taux de dose, leur équivalence à l’eau, leur indépendance en énergie, leur haute résolution spatiale et leur faible dépendance aux conditions de température et de pression ont été démontrées expérimentalement. Le dosimètre était composé d’un scintillateur plastique (BC-400, Saint-Gobain Crystals), de fibres optiques en silice ainsi que de tubes photomultiplicateurs (PMT). La soustraction de l’effet Cerenkov était alors implémentée par l’utilisation d’une seconde fibre optique identique à la première, mais à laquelle aucun scintillateur n’était couplé. L’hypothèse derrière cette technique est que les deux fibres sont exposées à une même dose de radiation et que le signal de la fibre seule, suite à une calibration adéquate, peut ainsi être soustrait du signal de la fibre avec scintillateur afin d’isoler le signal optique provenant de la scintillation. Cette approche s’est montrée valide pour des mesures de dose d’irradiation déposée par des faisceaux d’électrons et de photons de haute énergie pour autant que les deux fibres soient dans un champ uniforme de radiation. La présence de gradients de dose dans certaines situations vient limiter l’efficacité de cette simple approche.

(29)

11 En 1993, de Boer et al.66 proposèrent une technique de soustraction de l’effet de tige basée sur une approche spectrale, c’est-à-dire le filtrage optique du signal initial sur une certaine largeur de bande de façon à optimiser le rapport entre l’intensité de la lumière de scintillation et l’intensité de la lumière produite par effet de tige. Il s’agissait donc d’un premier détecteur nécessitant une seule fibre optique par point de mesure. Si cette technique permet de subvenir aux problèmes inhérents à la présence de hauts gradients de dose, le signal de contamination n’est soustrait qu’en partie étant donné que son spectre d’émission couvre tout le visible.

Fluhs et al.67, en 1996, utilisèrent des détecteurs similaires aux détecteurs proposés par Beddar et al.12, 13_{, mais cette fois pour la dosimétrie au niveau oculaire (plaques} ophtalmiques). En plus d’appliquer le détecteur à scintillation à un nouveau domaine, il s’agissait de la première implémentation d’un système de dosimétrie par scintillation à plusieurs points de mesure. Évidemment, dans cette situation, les 16 points de mesure nécessitaient chacun deux fibres optiques, pour un total de 32 fibres optiques.

En 1999, Létourneau et al.68 remplacèrent le système de photodétection, qui jusqu’à maintenant était composé d’un tube photomultiplicateur, par l’utilisation d’une photodiode étant donné la plus grande stabilité et reproductibilité de cette dernière. Le dosimètre à scintillation développé servit à démontrer la faisabilité d’utiliser ce détecteur pour la mesure de petits champs de radiation de haute énergie. Une année plus tard, Clift et al.62 développaient aussi un détecteur basé sur l’utilisation d’une photodiode, mais le guide optique utilisé était alors un guide en polystyrène, augmentant ainsi l’équivalence à l’eau du détecteur.

Clift et al.61 développèrent aussi, en 2002, une approche afin de minimiser l’effet Cerenkov par discrimination temporelle du signal de scintillation par rapport à ce dernier. Un scintillateur à temps d’émission 20 fois plus lent que les scintillateurs plastiques habituels était utilisé et le signal lumineux était détecté à l’aide d’une photodiode couplée à un oscilloscope afin d’avoir une bonne résolution temporelle de lecture permettant de distinguer la scintillation de l’effet Cerenkov. Ce détecteur pouvait seulement être utilisé

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pour la dosimétrie de sources pulsées de radiation, mais sa capacité à soustraire le Cerenkov était inégalée.

La même année, Fontbonne et al.63 proposèrent une approche polychromatique de soustraction de l’effet Cerenkov qui a été grandement utilisée depuis. Cette approche repose sur l’hypothèse qu’étant donné que la scintillation et le Cerenkov possèdent des spectres d’émission différents, le signal total peut être exprimé comme la combinaison linéaire de mesures dans deux bandes spectrales distinctes. Une fibre scintillante verte a été utilisée et comme le Cerenkov émet principalement de la lumière bleue, les signaux provenant des canaux bleu et vert d’une photodiode tricolore (rouge-vert-bleu) ont été utilisés. La photodiode était connectée à une électronique d’intégration composée d’amplificateurs opérationnels pour en permettre la lecture. Ce nouveau détecteur permettait donc la soustraction complète de l'effet Cerenkov instantanément sur chacune des mesures effectuées avec un appareillage composé d'une seule fibre optique par scintillateur. La faisabilité de cette approche a été démontrée pour des faisceaux de radiation externe de haute énergie. Il sera montré plus loin (voir chapitre 2 et 3) que cette approche peut s’avérer utile et nécessaire sous d’autres modalités d’irradiation telle que la curiethérapie à haut débit. Lambert et al. ont aussi proposé une solution permettant de minimiser la production de Cerenkov à la source par l’utilisation d’une fibre à cœur vide.65 Or, cette fibre est beaucoup plus dispendieuse, ne démontre pas une grande flexibilité et son équivalence à l’eau reste à être démontrée.

Comme une technique théoriquement et pratiquement adéquate avait enfin été mise en place pour la soustraction complète du Cerenkov, l'intérêt s'est tournée vers l'optimisation du rapport signal sur bruit de ces détecteurs optiques.55, 69-75 Beddar et al.69, en 2003, conduisirent une étude d'optimisation sur la collection de la lumière sur l'ensemble de la chaîne optique. En 2005, Archambault et al.55_{étudièrent l'impact du choix de} l'élément scintillant sur la justesse et la précision du détecteur puis, en 2006, Ayotte et al.70 étudièrent différentes possibilités de couplage à l'interface entre le scintillateur et le guide optique afin de minimiser l'atténuation du signal optique.

(31)

13 En 2007, Archambault et al.76 proposèrent l'utilisation de multiples détecteurs à scintillation pour des mesures en radiothérapie à petits champs. L'une des innovations amenées par ce groupe consistait en l'utilisation d'un seul outil de photodétection, soit une caméra CCD polychromatique, afin de permettre la lecture de la lumière à la sortie de plusieurs fibres optiques simultanément. La soustraction de la lumière induite par effet Cerenkov pouvait être effectuée par la méthodologie introduite par Fontbonne et al.63 étant donné l'information récoltée dans 3 canaux de couleurs (bleu, vert, rouge) par la caméra CCD polychromatique. Comme la caméra CCD peut être sujette aux radiations parasites, particulièrement si le photodétecteur est utilisé dans la salle de traitement, Archambault et al.77 étudièrent diverses approches permettant de minimiser l'effet de ce problème en fonction de l'application visée. Si l'acquisition d'images multiples est possible, une médiane sur l’ensemble des mesures obtenues en conditions similaires peut être effectuée pour chaque pixel et permet d'enrayer ce problème. Toutefois, si les conditions d'irradiation ne sont pas constantes, comme lors de mesures in vivo de traitements complexes, l'application d'un filtre spatial à sélection de médiane permet de minimiser cet effet individuellement sur chacune des images enregistrées.

Ces récentes avancées ont permis la mise en place de multiples applications des dosimètres à scintillateurs plastiques pour la radiothérapie externe tels que le développement de matrices linéaires78 et bidimensionnelles79, 80 pour effectuer des contrôles de qualité de faisceaux de radiation ainsi que le développement de détecteurs in vivo en temps réel.81 Pour certaines de ces applications, la caméra CCD polychromatique a été remplacée par une caméra monochromatique à laquelle était couplé un système de filtres optiques permettant d'augmenter le rapport signal sur bruit des détecteurs et ainsi augmenter leur justesse et leur précision.79, 81

1.3. Projet de recherche

1.3.1. Mise en contexte

Au début du présent projet de recherche en janvier 2008, si la dosimétrie par scintillation était bien documentée pour les faisceaux de radiation externes de haute

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énergie, par exemple les accélérateurs linéaires12, 13, 53 et les irradiateurs au cobalt-60 82, très peu de publications se rapportaient à l’application de dosimètres à scintillateurs pour la curiethérapie à haut débit de dose.16, 83 En fait, à cette date, très peu de travaux rapportaient l’existence de dosimètres eau-équivalent pouvant permettre la mesure de dose in vivo en temps réel pour cette modalité d’irradiation. La présente section vise à mettre en relief certains des défis à relever en vue de l’implémentation des dosimètres à scintillation comme outil de vérification in vivo du traitement en temps réel ainsi que certaines améliorations qui pourraient être apportées aux dosimètres à scintillateurs plastiques.

1.3.2. Dosimétrie par scintillation en curiethérapie à haut débit

La majorité du spectre d’émission d’une source d’Ir-192 utilisée en curiethérapie à haut débit se trouve au-dessus de l’énergie seuil pour la production de lumière par effet Cerenkov et il est raisonnable de penser devoir en tenir compte pour la dosimétrie par scintillation. Or, il se peut que la lumière émise par fluorescence soit aussi à considérer dans le cas de cette modalité d’irradiation.84 Évidemment, étant donné la distribution de dose de la source d’Ir-192 qui décroît particulièrement rapidement avec la distance radiale, il existe certaines conditions d’irradiation où la lumière de scintillation devrait en principe surclasser la lumière produite par effet de tige. Toutefois, il existe vraisemblablement des situations où cet effet est non-négligeable et si tel est le cas, il est impératif que ces situations soient prises en compte afin d’assurer la versatilité et la justesse de la mesure de dose.

La construction d’un détecteur qui peut à la fois tenir compte de l’effet de tige, couvrir l’ensemble des doses et taux de dose cliniquement réalistes et effectuer le tout avec une résolution temporelle permettant des mesures en temps réel au niveau de chaque position de source s’avérait un tour de force. En effet, comme le taux de dose en fonction de la position du détecteur par rapport à la source peut être jusqu’à 500 fois plus élevé d’une position cliniquement acceptable à une autre14, le photodétecteur doit posséder une plage dynamique assez large pour couvrir le plus fort signal tout en permettant de détecter avec justesse et précision acceptables les positions où la dose au détecteur est très faible. La

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15 source radioactive pouvant passer seulement quelques secondes à certaines positions, un détecteur avec une résolution temporelle d’au plus quelques secondes est à développer.

À cela s’ajoute la nécessité de minimiser le plus possible les incertitudes associées au système de dosimétrie, particulièrement au niveau de la position du détecteur par rapport à la source radioactive lors de la calibration du détecteur et lors de son utilisation in vivo.

Aussi, il est important de mentionner que les systèmes de dosimétrie par scintillation développés jusqu’à maintenant sont limités à un seul point de mesure par fibre optique collectrice. Si cela n’empêche pas le développement de matrices de détecteurs pour le contrôle de la qualité de traitement en radiothérapie externe,78-80_{la mesure instantanée à} de multiples positions pour la dosimétrie in vivo peut devenir rapidement trop invasive pour le patient étant donné la nécessité d’insérer un cathéter par fibre optique collectrice utilisée. Si l’espace d’insertion est restreint, cela peut signifier l’accès à une seule mesure de dose. Le développement d’un détecteur à scintillation permettant la mesure à de multiples positions simultanément et une seule fibre optique collectrice représenterait le premier détecteur linéaire multi-point eau-équivalent, les autres systèmes multi-point connus utilisant des MOSFETs ou des diodes.9, 35 En plus de permettre la mesure à de multiples positions dans le patient à l’aide d’une seule insertion de détecteur, un tel détecteur pourrait aussi ouvrir la possibilité à effectuer la détection de position de sources radioactives par triangulation et ainsi minimiser l’incertitude sur la position relative du détecteur par rapport à la source radioactive.

Bien que beaucoup de travaux ont été effectués à l’aide de dosimètres à scintillation en radiothérapie externe et que leurs avantages soient indéniables, la dernière section démontre que beaucoup reste à faire afin d'assurer leur implémentation en curiethérapie à haut débit de dose comme dosimètre in vivo.

1.3.3. Objectifs

Le présent projet de recherche vise à proposer des solutions aux différents problèmes et besoins énoncés à la section précédente. Cela devrait avoir comme but ultime

(34)

de permettre la dosimétrie in vivo en temps réel en curiethérapie à haut débit ainsi que l’ouverture vers de nouvelles applications en dosimétrie par fibre en général.

La présente thèse est composée de multiples articles scientifiques qui sont le résultat des travaux effectués au cours du présent projet de doctorat et qui ont été soumis, acceptés et/ou publiés par des revues spécialisées. La table 1.4 résume les informations relatives à chaque publication ainsi que le chapitre de cette thèse où il est possible de les retrouver.

Titre Revue État

Chapitre 2

Technical note: Removing the stem effect when performing Ir-192 HDR brachytherapy in vivo dosimetry using plastic scintillation detectors: a relevant and necessary step

Medical Physics, Vol.38 No.4: 2176-2179, April 2011

Publié et cité 4 fois selon ISI et 8 fois selon Google Scholar. Chapitre

3

A phantom study of an in vivo dosimetry system using plastic scintillation detectors for real-time verification of 192Ir HDR brachytherapy Medical Physics, Vol.38 No.5: 2542-2551, May 2011 Publié et cité 3 fois selon ISI et 6 fois selon Google Scholar.

Chapitre 4

Development of a novel multi-point plastic scintillation detector with a single optical transmission line for radiation dose measurement

Physics in Medicine and Biology, 57, 7147-7160, 2012

Publié et cité 0 fois selon ISI et 1 fois selon Google Scholar.

Chapitre 5

On the nature of the light produced within optical light guides in scintillation fiber-optic dosimetry

Physics in Medicine and Biology Soumis pour publication. Chapitre 6

On the use of a single-fiber multi-point plastic scintillation detector for Ir-192 high-dose-rate brachytherapy

Medical Physics Soumis pour publication.

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17

Comme son nom l’indique, le chapitre 2 : Technical note : Removing the stem effect when performing Ir-192 HDR brachytherapy in vivo dosimetry using plastic scintillation detectors: a relevant and necessary step porte sur la nécessité d’implémenter une technique de soustraction de l’effet de tige afin d’effectuer avec justesse de la dosimétrie par scintillateurs plastiques en curiethérapie à haut débit de dose. Des mesures de dose y sont analysées pour une grande variété de positions source-détecteur cliniquement significatives et l'efficacité de différentes approches pour gérer l’effet de tige a été étudiée. Le détecteur développé pour cette étude permettant l’implémentation de l’approche polychromatique de soustraction de l’effet de tige, il a ensuite été utilisé afin de démontrer les capacités d’un tel détecteur pour effectuer des mesures de dose justes et précises lors d’un traitement typique de cancer de prostate à l’aide de la curiethérapie à haut débit. Cette étude, réalisée dans un fantôme d’eau, est détaillée au chapitre 3: A phantom study of an in vivo dosimetry system using plastic scintillation detectors for real-time verification of 192_{Ir HDR brachytherapy}

et a permis de démontrer l’utilité d’un détecteur à scintillateurs plastiques afin d’effectuer la vérification in vivo d’un traitement en temps réel. Tel que mentionné précédemment, peu importe la modalité d’irradiation utilisée, chacun des points de mesure en dosimétrie par scintillation nécessitait l’utilisation d’une fibre optique collectrice. Étant donné les multiples avantages associés à un détecteur à scintillation qui serait composé de plusieurs points de mesure, mais un seul et unique guide optique collecteur, l’emphase a été mise sur le développement d’une approche permettant la mise en place d’un tel détecteur. Une demande de brevet a d’ailleurs été effectuée pour cette invention (F. Therriault-Proulx, L. Archambault, L. Beaulieu et S. Beddar, US61/489,639, PCT/CA2012/000490: Method and apparatus for optically encoded position multiple-point scintillation detector using a single collecting light guide., demande de brevet soumise en mai 2011). Le développement théorique de cette approche est détaillé par Archambault et al. dans un article scientifique auquel j’ai contribué activement, y étant le deuxième auteur.85_{La preuve de faisabilité} expérimentale de cette approche est présentée au chapitre 4: Development of a novel multi-point plastic scintillation detector with a single optical transmission line for radiation dose measurement. Dans cette étude, des détecteurs à 2 et 3 points munis d’une seule fibre optique collectrice ont été développés et exposés à diverses conditions d’irradiation en

(36)

radiothérapie externe. La technique expérimentale développée permettant d’étudier la nature et la contribution de divers signaux optiques sur le signal total à la sortie de la fibre optique, il a ensuite été décidé d’étudier la composition de l’effet de tige pour une multitude de modalités d’irradiation (accélérateurs linéaires en photons et électrons, irradiateur externe au cobalt-60, curiethérapie à haut débit à l’Ir-192 et appareil de traitement de surface en photons de basse énergie). La contribution de la fluorescence sur le signal total et l’effet de celle-ci sur la justesse des calculs dosimétriques sont présentés au chapitre 5: On the nature of the light produced within optical light guides in scintillation fiber-optic dosimetry. Le chapitre 6: On the use of a single-fiber multi-point plastic scintillation detector for Ir-192 high-dose-rate brachytherapy présente la caractérisation de la performance d’un détecteur à 3 points de mesure pour la dosimétrie in vivo en curiethérapie à haut débit. L’impact des diverses sources d’incertitudes existant en curiethérapie à haut débit y est étudié pour le détecteur multi-points ainsi que pour les détecteurs à point de mesure unique. Une étude sur l’utilisation des détecteurs multi-points pour effectuer la détection de la position de la source radioactive y est aussi présentée. Finalement, le chapitre 7: Conclusion effectue un retour sur les divers problèmes adressés au cours de ce projet de recherche et les solutions qui ont été suggérées et implémentées.

(37)

Chapitre 2

Technical note: Removing the stem effect when

performing Ir-192 HDR brachytherapy in vivo dosimetry

using plastic scintillation detectors: a relevant and

necessary step.

François Therriault-Proulx1,2, Sam Beddar1, Tina M. Briere1, Louis Archambault2,3, and Luc Beaulieu2,3.

État: Publié et cité 4 fois selon ISI et 8 fois selon Google Scholar. Revue: Medical Physics, Vol.38 No.4: 2176-2179, April 2011

Contribution: J'ai élaboré les plans de recherche et de mesures, j'ai effectué les mesures, analysé les résultats et rédigé l'article. Les autres co-auteurs ont révisé les plans, participé à l'analyse des résultats, révisé et édité l'article.