Caractérisation d’un système d’acquisition CCD sans
lentilles pour la mesure de dose employant un dosimètre à
scintillateur plastique
Mémoire
Louis-Philippe Gagnon
Maîtrise en physique Maître ès sciences (M.Sc.)Québec, Canada
© Louis-Philippe Gagnon, 2013
Résumé
Actuellement, les mesures de dose en radiothérapie sont effectuées en employant différents types de détecteurs tels que les chambres à ionisation, les diodes et les films radiosensibles. Bien que ces différents détecteurs permettent d’obtenir une mesure de dose très précise, aucun d’entre eux n’a les propriétés nécessaires pour permettre la mesure de dose en temps réel sur un patient tout en ne perturbant pas le champ radiatif de traitement. Depuis une vingtaine d’années, les scintillateurs plastiques gagnent en popularité grâce à leurs propriétés relativement identiques à celles de l’eau, et du fait qu’ils génèrent un signal lumineux proportionnel à la dose déposée.
Cette étude vise à construire un dispositif CCD sans lentilles pour la collecte de la lumière de scintillation, pour ensuite caractériser le signal obtenu et comparer le tout à un système optique plus conventionnel à base de lentilles. Pour ce faire, nous avons conçu un détecteur à fibre scintillante ayant servi pour l’acquisition des mesures des deux systèmes étudiés, soit le système à objectif photographique et le système équipé d’un « taper » à fibre optique. Nous avons évalué les signaux mesurés en termes de qualité par le ratio de signal sur bruit, en limite minimale de dose mesurable, en stabilité et en reproductibilité des mesures. Les résultats obtenus démontrent la supériorité du nouveau système sans lentille sur le système conventionnel en termes de gain de collecte de photon et en diminution des incertitudes de mesures. Ces résultats ouvrent la voie à des applications de mesure de très faibles doses et à la réduction des dimensions des détecteurs à des fins d’applications cliniques « in vivo », ou encore pour effectuer divers tests de contrôle de qualité des appareils.
Table des matières
RÉSUMÉ ... III TABLE DES MATIÈRES ... V LISTE DES TABLEAUX ... VII LISTE DES FIGURES ... IX ACRONYMES ... XIII REMERCIEMENTS ...XVII CHAPITRE 1 ... 1 1.1 LA RADIOTHÉRAPIE ... 1 1.1.1 La radiothérapie externe ... 3 1.1.2 La curiethérapie ... 5
1.2 NOTIONS DE PHYSIQUE ESSENTIELLES ... 5
1.2.1 Interaction physique (rayonnement/matière) ... 6
1.2.2 Le Kerma ... 9
1.2.3 La dose absorbée ... 9
1.2.4 Théorie des cavités ... 10
1.3 PRÉSENTATION DU PROJET ... 14 CHAPITRE 2 ... 17 2.1 LES SCINTILLATEURS PLASTIQUES ... 17 2.1.1 Introduction ... 17 2.1.2 Avantages ... 18 2.1.2.1 Résolution spatiale ... 19 2.1.2.2 Équivalence à l’eau ... 20 2.1.2.3 Linéarité de réponse ... 23 2.1.2.4 Indépendance angulaire ... 23 2.1.2.5 Réponse quasi-instantanée ... 24
2.1.3 Applications aux énergies MV ... 24
2.2 LES SYSTÈMES D’ACQUISITION OPTIQUE ... 25
2.2.2 Le « taper » optique ... 27
2.2.2.1 Théorie ... 27
2.2.2.2 Applications ... 32
CHAPITRE 3 ... 33
3.1 CONCEPTION DU DÉTECTEUR À FIBRE SCINTILLANTE ... 33
3.2 LES SYSTÈMES D’ACQUISITION OPTIQUE ... 36
3.2.1 La caméra CCD comme détecteur de signal ... 37
3.2.1.1 Le système à lentille (LS) ... 43
3.2.1.2 Le système équipé du « taper » optique (FTS) ... 46
3.2.2 L’effet Čerenkov ... 47
3.2.3 Méthodes d’extraction du signal ... 51
3.2.3.1 Utilisation d’une fibre claire de référence ... 52
3.2.3.2 Filtrage à un canal ... 52
3.2.3.3 La discrimination temporelle ... 53
3.2.3.4 La discrimination chromatique ... 54
3.3 CONDITIONS D’IRRADIATION ET ÉLÉMENTS DE COMPARAISON ... 56
3.3.1 Effet de la température de la caméra sur l’efficacité du système à « taper » ... 57
3.3.2 Vitesse de la saturation des pixels ... 58
3.3.3 Qualité de mesure ... 59
3.3.4 Stabilité et précision des mesures à faible dose ... 60
3.3.5 Exactitude des mesures et qualité du signal optique en fonction de la position du détecteur dans le champ de vue (FOV) ... 61
CHAPITRE 4 ... 63
4.1 EFFET DE LA TEMPÉRATURE DE LA CAMÉRA SUR L’EFFICACITÉ DU SYSTÈME À « TAPER » ... 63
4.2 VITESSE DE LA SATURATION DES PIXELS ... 66
4.3 QUALITÉ DE MESURE ... 67
4.4 STABILITÉ ET PRÉCISION DES MESURES À FAIBLE DOSE ... 71
4.5 EXACTITUDE DES MESURES ET QUALITÉ DU SIGNAL OPTIQUE EN FONCTION DE LA POSITION DU DÉTECTEUR DANS LE FOV ... 75
CHAPITRE 5 ... 83
5.1 RÉSUMÉ ... 83
5.2 PERSPECTIVES ... 86
Liste des tableaux
2.1: Comparaison des volumes sensibles des fibres scintillantes par rapport à deux chambres à ionisation communes. ... 19 2.2: Densité et numéro atomique effectif de divers matériaux utilisés
dans les détecteurs radiatifs. ... 21 4.1: Incertitudes absolue et relatives pour des mesures de faibles doses
Liste des figures
1.1: Distribution du nombre de nouveaux cas de cancers estimé pour 2013.. ... 2 1.2: Incidence et taux de mortalité lié au cancer. ... 2 1.3: Appareils de traitements superficiels et de curiethérapie. ... 4 1.4: Exemple de Linac. Celui-ci est un Varian Clinac iX, offrant des
faisceau de 6 et 23 MV. ... 4 1.5: L’importance relative des trois principaux types d'interaction du
rayonnement en fonction de l’énergie et du numéro atomique. ... 6 1.6: Variation des interactions et du coefficient d'atténuation massique
total des tissus mous en fonction de l'énergie des photons. ... 8 1.7: Effet de la taille d'une cavité sur le mécanisme de dépôt de dose
pour une a) petite, b) moyenne ou c) grande cavité. Pour plus de description, consulter l’ouvrage de référence. ... 11 1.8: a) Portée moyenne des électrons dans divers matériaux utilisés
dans les dosimètre et b) les mêmes valeurs normalisée à la portée des électrons dans l’eau. ... 12 1.9: Variation du paramètre « d », définissant le type de cavité, des
scintillateurs plastiques en fonction de l’énergie des photons. ... 14 2.1: Comparaison des a) (μen/ρ) et b) Scoll de divers matériaux en
fonction de l’eau. Données du NIST. ... 22 2.2: « Tapers » à fibres optiques coniques. ... 27 2.3: Schéma expliquant le procédé de fabrication d'un « taper ». ... 28 2.4: Illustration de la propagation lumineuse dans les guides optiques.
Pour a) le guide linéaire, les angles d’entré et de sortie sont identiques, alors que b) pour le guide conique l’ouverture numérique du côté réduit est plus grande que celle du côté à grande ouverture. Figures tirées des ouvrages de a) Li et Lit 61, et de Coleman. ... 29 2.5: Déformations d'images causées par des défauts structurels induits
des fibres mortes, du vignetting, de la distorsion et un grillage causé par les joints entre les paquets de fibres. L’image du dessous (« taper » rond) montre une dislocation, des fibres mortes et des déformations de linéarité. ... 31 3.1: Détecteur-p; à fibre scintillante plastique utilisé au cours de cette
étude. ... 35 3.2: Schéma de la structure interne du détecteur à fibre scintillante
utilisé. ... 35 3.3: a) Schématisation de l'architecture d'un pixel et b) principe de
fonctionnement lorsqu'il est exposé à une source de lumière. ... 38 3.4: Schématisation du procédé de lecture ligne par ligne des caméras
CCD. ... 40 3.5: Les trois différents types de caméra CCD, soit a) le mode plein
cadre, b) le mode transfert de trame et c) le mode interligne. ... 40 3.6: Figure tirée du site internet de Apogee Imaging Systems, illustrant
l'efficacité quantique de chacun des types de pixels présent dans leurs caméra CCD de la série Alta. ... 43 3.7: Filtre de Bayer. Filtre employé de manière très répandu dans les
caméras CCD polychromatiques. ... 44 3.8: Présentation des deux systèmes d'acquisition optique employés au
cours de cette étude. ... 45 3.9: Présence de lumière bleutée dans un réacteur nucléaire causée par
le rayonnement Čerenkov. ... 48 3.10: Schéma expliquant la propagation de la lumière Čerenkov dans
un milieu donné. ... 50 3.11: Angle de propagation du Čerenkov en fonction de l'énergie des
particules chargées. ... 51 3.12: Procédé de calibration du PSD. Cette technique est la même que
celle décrite par Guillot et al. ... 56 3.13: Trois types d'aberrations optiques. a) Sphérique, b) Coma et c)
Courbure de champs. ... 62 4.1: Effet de la variation de la température du capteur CCD sur la
mesure de luminosité. ... 65 4.2: Comparaison des vitesses de saturation des canaux bleu et vert
des deux systèmes optiques sous un flux radiatif constant. ... 66 4.3: Profil des points lumineux de mesure sur les capteurs CCD. ... 68 4.4: Schématisation des deux procédés de dépôt lumineux. ... 68
4.5: Illustration de la variation du rapport signal sur bruit des deux systèmes optiques en fonction de la dose mesurée. ... 70 4.6: Mesures de faibles doses. ... 72 4.7: Erreur sur les mesures de faibles doses. ... 72 4.8: Quantification de la stabilité de la réponse pour les mesures de
très basses doses. ... 75 4.9: Mesures de dose pour a) le LS et b) le FTS en fonction de la
position dans le champ de vue avec un seul point de calibration.. ... 77 4.10: Taux de transmission lumineuse normalisée au maximum de
chacun des systèmes. ... 80 4.11: Schéma de la collecte de lumière. ... 82 4.12: Taux de transmission lumineuse normalisée au maximum de
Acronymes
Voici une liste des acronymes employés dans cet ouvrage :
Kerma : (Kinetic Energy Released per unit Mass)
Énergie cinétique transférée à des particules chargées du milieu par des particules non chargées.
CPE : (Charged-particles Equilibrium)
Équilibre des particules chargées (ou équilibre électronique).
kV : Kilovolt
MV : Mégavolt
MU : (Monitor Unit)
Unité moniteur : Unité de mesure des appareils thérapeutique.
MLC: (Multi-Leaf Collimator) Collimateur multi-lames
IMRT: (Intensity-Modulated Radiation Therapy)
Radiothérapie par modulation de l’intensité du faisceau.
LDR : (Low-Dose Rate)
Faible taux de dose en curiethérapie.
HDR: (High-Dose rate)
Haut taux de dose en curiethérapie.
NA : (Numerical Aperture)
Ouverture numérique d’un système ou guide optique.
MTF: (Modulation Transfer Function) Fonction de transfert de modulation.
PSD : (Plastic Scintillating Detector) Détecteur à scintillateur plastique.
PMMA: Polyméthacrylate de méthyle
CCD : (Charged-Coupled Device)
Dispositif à transfert de charges (type de capteur photographique).
FOV: (Field Of View)
Champ de vue d’un système optique.
LS: Lens-System Système à lentille.
FTS: Fiber-Taper System.
Système à réducteur optique à base de fibre optique.
La connaissance s'acquiert par l'expérience, tout le reste n'est que de l'information.
Remerciements
20 août 2013, 11 h 25
Assis à mon bureau de travail, devant mon ordinateur, je profite d’un moment tranquille pour écrire ces quelques lignes en cette deuxième journée de travail en tant que physicien médical. En pensant à mon bref passage au centre de recherche de l’Hôtel-Dieu de Québec, deux souvenirs particuliers remontent à mon esprit. Juillet 2011, je m’inscris au cours d’imagerie et au cours de radiophysique de Luc Beaulieu. Ayant depuis longtemps dépassé la période des inscriptions aux programmes de maîtrise, je ne suis qu’étudiant libre, mais avec la ferme intention de performer et de me faire remarquer. Décembre 2011, quelques jours avant le congé de Noël Luc m’apprend que je suis officiellement accepté dans le programme de maîtrise en physique médicale. À ce moment j’étais loin de me douter jusqu’où cela me conduirait.
En écrivant les dernières lignes de ce mémoire, je me rends compte que je suis sur le point de terminer le chapitre étudiant de ma vie. En y repensant, je dois dire que je suis très fier de ce que j’ai accompli durant cette période. Il a fallu du courage et beaucoup de persévérance pour y arriver, mais tout cela ne se serait peut-être pas passé ainsi sans les opportunités et le support que j’ai reçu. C’est pourquoi j’aimerais remercier tous ceux qui m’ont permis de me rendre où je suis aujourd’hui. La place d’honneur ce doit de revenir à mon directeur Luc Beaulieu sans qui, mon passage au centre de recherche n’aurait été que fiction. Merci d’avoir cru en moi et mes capacités en cette session d’automne 2011, et de m’avoir pris sous ton aile au cours de ma maîtrise. Je tiens aussi à remercier Louis Archambault pour sa présence et sa grande disponibilité afin d’aider et conseiller les étudiants, et ce, non seulement pour ses étudiants, mais pour tous les étudiants du groupe de recherche.
Il est aussi important de mentionner que malgré l’aide apportée par nos superviseurs, la collaboration directe entre étudiants représente la principale source d’aide disponible au cours de nos études. Ainsi, les étudiants du « Département des fibres » méritent aussi d’être remerciés.
Tout d’abord, merci à Mathieu Goulet, sans qui mes problèmes et interrogations n’auraient pas toujours trouvé réponse aussi rapidement. Merci à Jonathan Morin pour son aide apportée en début de parcours pour la compréhension des divers codes sources C++ bordéliques, légués de génération en génération dans le bureau des fibres.
Merci aussi à Alexandra Bourgouin pour son support et ses conseils lors de mes premières séances de mesures en solo.
Merci également à Jonathan Boivin, depuis ton arrivée dans notre bureau, tu auras su autant m’aider avec certaines problématiques que m’aider à passer le temps durant ces journées un peu moins occupées.
Une pensée spéciale est aussi décernée à mes parents pour leur soutien permanent tout au long de mon périple étudiant. Vous avez toujours cru en moi et vous n’avez jamais arrêté de m’encourager.
Finalement, un grand merci à mon amoureuse, Kim. Franchir avec succès toutes les épreuves rencontrées au cours de ma maîtrise n’aurait certainement pas été aussi facile sans ton amour, ton support et ta patience durant ces deux années. Le moment où je vais avoir tout mon temps pour toi et pour nous, le voilà!
Chapitre 1
Introduction et théorie
Selon les estimations de Statistique Canada1, en 2013 environ 187 600 nouveaux cas de cancer seront diagnostiqués au pays en excluant les cas de cancer de la peau, et près de 76 000 décès en seront attribuables. Les cancers du poumon, du sein, de la prostate et colorectaux seront responsable de la moitié de ces cas (Fig. 1.1). Bien que le taux de diagnostic des nouveaux cas soit en constante augmentation, le taux de mortalité associé au cancer tend à diminuer depuis 1988 pour les hommes et 1990 pour les femmes (Figure 1.2). L’amélioration de ces statistiques est le fruit de l’amélioration des techniques de diagnostic et de traitement, permettant de déceler les masses cancéreuses plus facilement et rapidement dans leur cycle de développement, et en appliquant des traitements de plus en plus ciblés et efficaces.
1.1 La radiothérapie
Depuis la découverte des rayons X par Wilhelm Conrad Roentgen en 18952, l’utilisation du rayonnement ionisant à des fins curatives est présente dans les différentes sphères du domaine de la santé. Au cours des dernières décennies, l’évolution de l’ingénierie et des connaissances en physique ont permis de grandes avancées dans le domaine de la santé en permettant aux techniques de radiothérapie de grandement se développer.
FIGURE 1.1: Distribution du nombre de nouveaux cas de cancers estimé pour 2013. Graph maison basée sur les données de statistique canada1.
1.1.1
La radiothérapie externe
Bien que la radiothérapie externe puisse s’effectuer aussi bien dans la gamme des énergies kV lors de traitements superficiels à la peau (Fig.
1.3a), elle est, dans la majorité des cas, associée à la gamme des énergies MV pour les traitements de masse tumorale en profondeur. Ce type de traitement est effectué à l’aide d’accélérateurs linéaires (Linac) comme celui présenté à la figure 1.4. C’est sur ce type d’appareil que ce concentre les mesures effectuées lors de cette étude3.
L’utilisation des Linac a grandement évolué au cours des dernières années. De la radiothérapie conventionnelle avec champs carrés, elle est passée à la radiothérapie conformationnelle 3D (3D-CRT) grâce à l’amélioration de la puissance de calcul des systèmes informatiques et de l’avènement des collimateurs multi-lames (MLC)4–10. Cette révolution des techniques de traitement a mené à diminuer la taille et d’adapter la forme des champs de traitement utilisés. Ceci a permis de cibler de manière plus efficace la zone tumorale à traiter en fonction des différentes orientations choisies pour l’appareil de traitement.
Par la suite, l’IMRT a fait son entrée4, 11–15. Cette technique offre la possibilité, grâce à un MLC, de subdiviser le champ principal en plusieurs sous-champs de dimensions variables et de faire varier l’intensité du faisceau de chacun des sous-champs de manière à délivrer une forte dose dans la région à traiter tout en épargnant au maximum les tissus sains aux alentours. Cette technique permet une excellente couverture de la zone à traiter indépendamment de la forme de la zone à couvrir.
a) Exemple d’appareil d’orthovoltage. Celui-ci est le Xstrahl 200, offrant des faisceaux entre 20 et 220 kV 16.
b) Exemple d’un projecteur de source de curiethérapie HDR. Le projecteur digital de microSelectron 17.
FIGURE 1.3: Appareils de traitements superficiels et de curiethérapie.
FIGURE 1.4: Exemple de Linac. Celui-ci est un Varian Clinac iX, offrant des faisceaux de 6 et 23 MV 18.
1.1.2
La curiethérapie
Il est aussi important de mentionner que de nos jours, de plus en plus de types de cancer sont traités par curiethérapie haut (HDR) et à bas (LDR) débit de dose. La modalité HDR consiste à utiliser un projecteur de source, présenté à la figure 1.3b, pour introduire une source radioactive à haut débit de dose à différents endroits dans la tumeur par des cathéters préalablement insérés chirurgicalement ou par des applicateurs entrant en contact avec la tumeur. Ainsi, toute la dose est déposée en peu de fractions, directement dans les tissus ciblés, évitant de donner de la dose aux tissus sains.
La modalité LDR quant à elle emploi des sources à faible débit de dose sur une plus longue période de temps (quelques semaines). Dans le cas de la prostate, de multiples sources à bas débit sont implantées chirurgicalement de manière permanente dans la tumeur. Le traitement est donc étalé en continu sur une longue période de temps.
1.2 Notions de physique essentielles
Les éléments de la physique qui interviennent dans les différents processus en jeu derrière les traitements employant le rayonnement ionisant sont complexes, mais nécessaires pour bien comprendre les phénomènes et les différents choix qui sont effectués tout au long de ce mémoire. Les sous-sections qui suivent se veulent un résumé des notions de physiques nécessaires à la compréhension des processus permettant l'utilisation du rayonnement ionisant à des fins curatives. Dans cette optique, bien que tout le spectre énergétique soit abordé, l’emphase est mise sur la gamme d’énergie de traitement MV. Les ouvrages de physique
médicale suivants : Frank H. Attix , Faiz M. Khan , Jerrold T. Bushberg regroupent les notions de physique présentées dans cette section.
1.2.1
Interaction physique (rayonnement/matière)
Le rayonnement ionisant est un terme désignant la gamme de photons qui ont suffisamment d’énergie pour arracher et mettre en branle les électrons des atomes qui se trouvent sur leur chemin. Lorsque les photons traversent la matière, ils peuvent aussi bien traverser sans interagir, être diffusés dans le milieu ou encore être absorbés. Les principaux mécanismes d’interaction sont présentés dans les figures 1.5 et
1.6, soit la diffusion Compton, l’absorption photoélectrique, la diffusion Rayleigh et la production de paires. On remarque que l’importance de chaque mécanisme varie en fonction de l’énergie des photons et du numéro atomique de la matière traversée.
FIGURE 1.5: L’importance relative des trois principaux types d'interaction du rayonnement en fonction de l’énergie et du numéro atomique 19.
La diffusion Compton est l’interaction dominante sur une très large plage d’énergie s’étendant de 20 keV à 30 MeV dans les milieux de faible numéro atomique effectif tels que les tissus mous et l’eau. Ce type de diffusion est un phénomène de diffusion inélastique du photon incident suite à une collision avec un électron faiblement lié du milieu. L’électron est diffusé à un angle compris entre 0 et 90 degrés et le photon entre 0 et 180 degrés. L’énergie transférée est assez élevée aux énergies de radiothérapie et elle est dépendante de l’angle de diffusion du photon.
L’effet photoélectrique survient lorsqu’un photon incident est absorbé par un électron, transmettant ainsi toute son énergie à celui-ci pour le libérer de sa couche électronique. Cet électron possèdera alors une énergie cinétique égale à la différence entre l’énergie du photon incident et l’énergie de liaison de l’électron. Dans le cas des énergies de traitement de niveau MeV, selon la figure 1.5, on constate que la probabilité d’interaction des photons par absorption photoélectrique est très faible. En effet, aux énergies de traitement de radiothérapie externe (≥ 6 MV) la probabilité d’absorption par effet photoélectrique est proportionnelle à , où E est l’énergie du photon incident et Z est le numéro atomique de la matière traversée. Malgré cela, la contribution à la dose de l’effet photoélectrique est non-négligeable car la probabilité d’interaction augmente pour les photons de plus faible énergie issus des diffusions Compton.
La diffusion Rayleigh n’a que très peu d’effet à haute énergie car les angles de diffusion des photons sont très faibles et passe presque inaperçue. De plus, ce processus n’est pas considéré dans le calcul de dépôt de dose car, comme il s’agit d’une diffusion élastique où le photon
diffusé ne perd pas d’énergie, il n’y a pas d’énergie transférée à une particule chargée.
FIGURE 1.6: Variation des interactions et du coefficient d'atténuation massique total des tissus mous en fonction de l'énergie des photons 20.
La production de paires doit être prise en compte dans le calcul de dose car le seuil minimal nécessaire de 1022 keV pour produire une paire électron/positron est dépassé. Par contre, pour une utilisation clinique, où la matière ciblée est similaire à l’eau, la diffusion Compton est largement dominante sur ce phénomène. Là où il faut en tenir compte, c’est lorsqu’il y a présence de matériaux lourds comme le plomb, où les champs Coulombiens des noyaux sont plus importants. Pour cette raison il n’y aura pas plus d’explication sur ce phénomène.
1.2.2
Le Kerma
Le Kerma est une quantité physique correspondant au rapport entre l’énergie cinétique de particules non chargées transférée à des particules chargées d’un certain volume du milieu et de la masse de cet élément de volume. Son unité est le Gray (Gy), où 1 Gy correspond à 1 J/kg. Dans le cas de rayonnement thérapeutique, cette énergie provient des interactions photoélectriques, Compton et de production de paires, qui mettent en branle les électrons en leur transférant une partie, ou la totalité, de l’énergie des photons incidents. On définit le Kerma comme suit19 :
∑ ( )
(1.1) Dans cette équation, on remarque que le Kerma est la somme des transferts énergétiques de toutes les énergies de photons présentes .
est la fluence des photons d’énergie et ( ) est le coefficient massique
de transfert énergétique. Ce paramètre est propre à chaque type de matériel composant le milieu et varie en fonction de l’énergie des photons.
1.2.3
La dose absorbée
La dose absorbée est définie comme étant la quantité d’énergie transférée au milieu par les particules chargées en mouvement, par unité de masse. Elle se distingue du Kerma dans le sens où ce dernier représente l’énergie transférée à des particules chargées au point d’impact, alors que la dose déposée correspond à l’énergie déposée de manière continue par ces particules chargées en mouvement dans le milieu. Son unité est aussi le Gray et en condition d’équilibre électronique (CPE), elle se définit par19 :
⏞ ∑ ( ) (1.2) Ici ( ) représente le coefficient massique d’absorption
énergétique19, 21. Tout comme dans l’expression du Kerma, ce terme est fonction du matériel qui absorbe l’énergie et de l’énergie elle-même. À l’entrée, le Kerma est plus grand que la dose déposée, mais à partir d’une certaine profondeur, l’équilibre électronique est atteint et ces deux paramètres peuvent être considérés égaux.
1.2.4
Théorie des cavités
La théorie des cavités a pour objectif de permettre le calcul de dose déposée dans un milieu (tissus mous, eau, etc.) à partir d’une mesure de dose dans un autre milieu (le détecteur). La nécessité de cette théorie vient du fait que les principaux détecteurs utilisés, tels que les chambres à ionisation et les diodes n’ont pas une densité ni une composition atomique similaire à celle du milieu d’intérêt, ce qui fait en sorte que le dépôt d’énergie s’effectue différemment dans ces détecteurs, donnant un dépôt de dose différent que celui qui serait observé dans le milieu d’intérêt. À toutes fins pratiques pour la dosimétrie, les chambres à ionisation et les PSD peuvent être considérés comme des cavités.
Il existe plusieurs théories des cavités telles que la théorie de Bragg-Gray s’appliquant aux petites cavités d’air et la théorie de Spencer prenant en compte la paroi de plus haute densité19, 22. Chacune offre ses avantages, mais une théorie plus générale, celle de Burlin, permet de faire le lien entre les petites cavités, où les théories citées ci-haut s’appliquent, et les grandes cavités où l’influence de la paroi est négligeable. Selon cette
théorie, quand la cavité a une dimension comparable à la portée des électrons, la dose s’exprime comme suit19 :
̅
̅ ( ) (̅̅̅̅̅ ) (1.3) Cette équation sépare et pondère les contributions à la dose provenant des électrons et des photons. ̅ est la dose moyenne déposée à l’intérieur de notre cavité, alors que est la dose qui serait déposée dans le milieu environnant. ̅ est le rapport des pouvoirs d’arrêt collisionnel moyen pour les deux milieux (contribution des électrons) et ( ) est le
rapport des coefficients massiques d’absorption énergétique moyen pour les milieux (contribution des photons). Le paramètre restant d est déterminé par la taille et de la forme de la cavité employée en fonction de la portée des électrons. Pour une cavité considérée comme étant petite, d=1 signifiant que seule la contribution des électrons sera prise en compte alors que pour une grande cavité, d=0, seuls les électrons mis en branle et arrêtés dans la cavité auront une influence importante. Pour cette raison, seule la contribution des photons est considérée dans le calcul. La figure
1.7 illustre bien la transition entre petite, moyenne et grande cavité.
FIGURE 1.7: Effet de la taille d'une cavité sur le mécanisme de dépôt de dose pour une a) petite, b) moyenne ou c) grande cavité. Pour plus de description, consulter l’ouvrage de référence 19.
FIGURE 1.8: a) Portée moyenne des électrons dans divers matériaux utilisés dans les dosimètres et b) les mêmes valeurs normalisées à la portée des électrons dans l’eau24.
Pour l’utilisation des fibres scintillantes aux énergies thérapeutiques, la portée des électrons est relativement élevée. La figure
1.9, tirée d’un ouvrage de Beddar et coll., démontre que les scintillateurs plastiques peuvent être considérés comme de petites cavités pour les énergies ≥ 6 MV lorsque la mesure s’effectue dans le champ primaire, car la contribution des photons de faibles énergies est souvent considérée négligeable23. Cela signifie que dans notre cas le paramètre d ≈ 1 et que l’équation se simplifie à la théorie des petites cavités de Bragg-Gray. Comme cet ouvrage se compose autour des détecteurs à scintillateur plastique, l’équation donnant la dose dans le milieu d’intérêt est :
̅ ̅ (1.4) On constate aussi en observant la figure 1.8a que la portée des électrons dans le polystyrène augmente linéairement avec leur énergie. Cela a pour effet de faire varier le paramètre « d » représentant la dimension de la cavité (dans l’équation 1.3) formée par le scintillateur en fonction de l’énergie. À la figure 1.9, on peut observer la variation de « d » pour deux scintillateurs en fonction de l’énergie des photons. La figure 1.8b montre que la portée des électrons dans le polystyrène est similaire à celle qu’ils ont dans l’eau sur toute la gamme d’énergie, offrant une mesure de dose indépendante de l’énergie. Cela représente une propriété d’équivalence à l’eau et montre que le paramètre ̅ de l’équation 1.4 est toujours très près de 1.
FIGURE 1.9: Variation du paramètre « d », définissant le type de cavité, des scintillateurs plastiques en fonction de l’énergie des photons 23.
1.3 Présentation du projet
La dosimétrie par scintillateur plastique possède de nombreux avantages au niveau des applications cliniques. Le problème actuel est qu'un système avec lentille n'est pas pratique et trop sensible aux manipulations pour les applications cliniques courantes, nécessitant efficacité et rapidité de transport et d’installation pour ne pas affecter les horaires chargés des cliniques. De plus, le signal mesuré étant très faible, il est nécessaire d’effectuer de longues irradiations pour obtenir un signal de bonne qualité. Finalement, les applications en cliniques nécessitent que le système de mesure soit facile à transporter et à installer pour augmenter
Le projet présenté dans ce mémoire a pour objectif ultime la construction d’un système d’acquisition optique à caméra CCD sans lentille, pour effectuer des mesures de dose par dosimètre à scintillateur plastique de meilleure qualité, sans devoir se soucier des ajustements continus de l’appareil de mesure. Un « taper » optique ayant un facteur de grossissement 3 : 1 a été couplé à une caméra CCD et a été comparé à un système d’acquisition CCD plus traditionnel avec lentille.
Les mesures expérimentales ont été effectuées afin de caractériser les performances de ce nouveau système sans lentilles, en comparaison avec les performances du système traditionnel, dans le but de démontrer que ce type de système d’acquisition optique non conventionnel a le potentiel d’offrir un gain en photon collectés non négligeable par rapport au système actuel. Le chapitre 2 explique plus en détail en quoi consiste un scintillateur plastique, les avantages reliés à l’utilisation de ceux-ci et de quelles manières nous mesurons leur signal. Le chapitre 3 explique plus en détail les différents critères de comparaison qui ont été retenus, soit la caractérisation du rapport signal sur bruit, le niveau de dose minimal qu’il est possible de détecter, la stabilité et la reproductibilité des mesures de dose. Le chapitre 4 présente les différents résultats comparatifs obtenus et quelques conclusions pouvant être tirées de ceux-ci. Finalement, le chapitre 5 fait un bref retour sur les avantages du système d’acquisition équipé du « taper » optique, et présente quelques applications envisageables dans un avenir rapproché.
Chapitre 2
Propriétés matérielles et
principes de fonctionnement
2.1 Les scintillateurs plastiques
L’utilisation des PSDs comme dosimètre se démocratise de plus en plus auprès de la communauté de la physique médicale 25–32. Depuis la première mention d’étude sur la dosimétrie par scintillateur plastique par Beddar et coll. en 199223, 33, 34, les avantages de ces dispositifs ont encouragé différents chercheurs à approfondir leurs connaissances et à améliorer les techniques et les dispositifs de mesures entourant ce dosimètre nouveau genre35–41.
2.1.1
Introduction
Le scintillateur est un matériel qui, suite à l’absorption d’énergie par interaction avec le rayonnement ionisant, émet des photons dans la gamme des longueurs d’onde visible de manière proportionnelle à l’énergie absorbée42. Il existe de nombreux types de scintillateurs organiques et inorganiques, offrant des propriétés différentes telles que la longueur d’onde émise, le temps de désexcitation de la molécule active, la puissance de scintillation, leur état (solide, liquide ou gazeux) et la composition même
du scintillateur. La principale caractéristique des scintillateurs plastiques organiques est leur désexcitation très rapide de l’ordre de quelques nanosecondes42, 43, permettant la prise de mesure en temps réel. Ces derniers sont souvent composés d’un solvant de polyvinyltoluène ou de polystyrène, et d’un ou plusieurs solutés42, 43. L’énergie est absorbée par le solvant et est transférée aux solutés qui émettent la lumière visible via la désexcitation de chaînes d’hydrocarbure44. Comme les matériaux mentionnés ci-haut offrent une forte équivalence à l’eau au niveau dosimétrique (les quantités d’intérêts sont présentées à la figure 1.8 du chapitre précédent et à la figure 2.1 et au tableau 2.2 de la section
2.1.2.2), les scintillateurs plastiques sont les scintillateurs de choix pour les applications à la physique médicales.
La première utilisation de PSD par Beddar et coll.23 consistait à coupler des morceaux de scintillateurs plastiques à des fibres optiques pour guider la lumière de fluorescence vers un tube photomultiplicateur. Il pouvait ainsi obtenir une lecture de charge électrique correspondant à la fluorescence induite dans le scintillateur. Par la suite les travaux de Archambault et coll.45 on permit d’augmenter de manière significative le signal collecté par l’utilisation de scintillateur plastique sous forme de fibre optique cylindrique, ouvrant ainsi la voie au développement de systèmes dosimétriques plus précis et facile à manipuler.
2.1.2
Avantages
Les avantages qu’offrent les scintillateurs plastiques sont nombreux et bien connus de la communauté scientifique. Pour ces raisons, elles seront brièvement décrites dans cette section. Pour une meilleure description, il est suggéré de consulter la littérature existante23, 33, 46.
2.1.2.1 Résolution spatiale
Les fibres scintillantes offrent des résolutions spatiales de mesure particulièrement fines comparativement à la majorité des détecteurs actuels. Les chambres à ionisation conventionnelle, telles que les Exradin A-12 et A-16 (Standard Imaging, Middleton, WI, USA), offrent une excellente précision de mesure et elles sont souvent employées lors de la calibration de plusieurs appareils. Le problème est que ces détecteurs calcul une dose moyenne sur un volume relativement grand (voir Table
2.1). Cela ne cause pas de problème pour des calibrations au centre de grands champs, mais dans les zones de fort gradient de dose, ces détecteurs tendent à moyenner la dose sur un trop grand volume, induisant une erreur de mesure. L’utilisation de fibres scintillantes de 1,0 mm de diamètre améliore grandement cette situation en effectuant des mesures de dose moyennées sur de très petits volumes.
Détecteur Dimensions (mm) Volume sensible (mm3) Chambre A-12 = 7 × 21 640 Chambre A-16 = 3,4 × 3,4 7 Exradin W147 = 1 × 3 2,4 Fibre 1,0 mm = 1,0 × 2,0 1,6 Fibre 0,5 mm = 0,5 × 2,0 0,4
TABLE 2.1: Comparaison des volumes sensibles des fibres scintillantes par rapport à deux chambres à ionisation communes.
D’autres détecteurs, tels que les diodes, offrent aussi une excellente résolution spatiale, mais leurs avantages s’arrêtent là. Leur courte durée de vie et leur non-équivalence à l’eau en font des détecteurs qui ne peuvent pas normalement être utilisés pendant un traitement.
2.1.2.2 Équivalence à l’eau
Les PSDs utilisés dans cette étude sont constitués principalement de polystyrène (pour le scintillateur) et de PMMA (pour la fibre collectrice). Comme nous l'avons mentionné précédemment, ces matériaux offrent une forte ressemblance à l’eau du point de vue dosimétrique. Cela signifie que ceux-ci ont la caractéristique d’offrir une réponse indépendante énergétiquement. Sur la plage d’énergie d’intérêt. Pour ce faire, il faut que le ratio entre la section efficace d’absorption énergétique du détecteur et celle de l’eau soit constant. Les figures 1.8 et 2.1 illustrent ce ratio pour les électrons et les photons respectivement, pour divers matériaux employés dans les détecteurs en dosimétrie.
Dans ces figures, on constate que dans la tranche d’énergies de 0,2 et 6 MeV, là où la diffusion Compton est dominante, les matériaux plastiques offrent une réponse de dose très similaire à celle de l’eau. Les autres matériaux comme le silicium offrent aussi une réponse près de celui de l’eau pour certaines énergies. Par contre, le tableau 2.2, comparant la densité et le numéro atomique effectif de divers matériaux, montre que pour les matériaux plus lourds, la ressemblance structurelle avec l’eau est perdue. Ainsi la section efficace d’absorption des photons et des électrons n’est pas constante en fonction de l’énergie. Il est aussi à noter que ce type de matériaux lourds vient perturber le faisceau radiatif ne permettant que des mesures à un détecteur, ou encore des mesures à multiples détecteurs sur un seul plan de dose.
Matériau Densité (g/cm3) Zeff Air 1,205 × 10-3 7,8 Eau 1 7,51 Polystyrène 1,06 5,74 PMMA 1,18 6,56 Silicium 2,33 14 Germanium 5,32 32 Graphite 1,7 6 Carbone 2,25 6 AgBr 6,47 42,88
TABLE 2.2: Densité et numéro atomique effectif de divers matériaux utilisés dans les détecteurs radiatifs.
La forte ressemblance de ces trois caractéristiques, entre les scintillateurs plastiques et l’eau, font en sorte que les PSDs nous permettent d’effectuer des mesures de dose très précise dans l’eau à toutes les énergies thérapeutiques sans facteur de correction et de faire des mesures à détecteurs multiples à différentes profondeurs simultanément, sans pour autant altérer le faisceau radiatif. Ainsi, ces dispositifs permettraient la surveillance et la mesure de dose en temps réel sur des patients durant leur traitement.
FIGURE 2.1: Comparaison des a) (μen/ρ) et b) Scoll de divers matériaux en fonction de l’eau. Données du NIST 24.
2.1.2.3 Linéarité de réponse
Comme décrite dans la section précédente, l’équivalence à l’eau des scintillateurs plastiques leur offre une certaine indépendance énergétique de réponse. Une autre caractéristique importante d’un bon détecteur est sa linéarité de réponse. Il a été démontré que les fibres scintillantes émettent un signal lumineux proportionnel à la dose absorbée33, 48. Cette linéarité est valide autant en terme de dose absolue mesurée, qu’en terme de débit de dose23. Que ce soit des mesures de faibles doses ou bien des mesures de doses élevées, ou encore que ce soit une mesure unique rapide ou bien une mesure longue de la durée d’un traitement, la réponse du détecteur reste linéaire.
2.1.2.4 Indépendance angulaire
De par leur forme cylindrique, les fibres scintillantes offrent une indépendance angulaire totale de réponse autour de leur axe et très peu d’effet dans le plan azimutal pour autant que l’inclinaison du détecteur reste inférieure à 90 degrés49. Ce type d’indépendance facilite la prise de mesure dans de multiples conditions d’irradiation telles que les accélérateurs linéaires, où la tête tourne seulement autour du gantry (en ne considérant aucun mouvement de rotation de la table) et à tous les appareils de type CT où la dose est déposée en suivant un axe de rotation central. En ce qui concerne la curiethérapie, la simple insertion de la fibre dans un cathéter positionné parallèlement aux autres cathéters devrait éviter les mesures dans des conditions autres que celles mentionnées ci-haut.
2.1.2.5 Réponse quasi-instantanée
On considère la réponse de fibres scintillante comme étant quasi-instantanée car celle-ci ont un temps de désexcitation de l’ordre des quelques nanosecondes42, 43. Comme les appareils de traitements, tels que les accélérateurs linéaires, délivrent la dose sous forme d’impulsions de quelques microsecondes, espacées d’une dizaine de millisecondes, la réponse des scintillateurs utilisés s’effectue littéralement en temps réel. En couplant ceux-ci à une caméra CCD, une diode ou encore à un tube photomultiplicateur, il est possible d’intégrer les mesures de dose sur de très courtes périodes de temps de l’ordre de la seconde, donnant des mesures très rapides et en temps réel. Cette caractéristique apporte un énorme avantage sur les détecteurs comme les films et les TLD, où la mesure est effectuée en différé. Avec les scintillateurs, on peut alors analyser les mesures en temps réel afin d’appliquer des correctifs aux traitements si nécessaire.
2.1.3
Applications aux énergies MV
Les études d’application des fibres scintillantes aux énergies thérapeutiques MV sont très nombreuses23, 33, 50–53. Les avantages d’utiliser ces dispositifs sont nombreux et font des PSDs des détecteurs d’avenir pour la dosimétrie en temps réel.
L’excellente résolution spatiale, la linéarité de la réponse à la dose en fonction de l’énergie, la constance de cette linéarité avec la variation du taux de dose et la forte ressemblance des propriétés radiologiques avec celles de l’eau qu’offrent ces dispositifs laissent présager qu’ils seraient d’excellents candidats pour faire de la surveillance de dépôt de dose en
temps réel au cours d’un traitement. De plus, comme le champ radiatif n’est que très peu perturbé par la présence de ces scintillateurs, de multiples détecteurs pourraient être utilisés lors des contrôles de qualité effectués par les physiciens, réduisant ainsi le temps nécessaire pour effectuer ces mesures.
2.2 Les systèmes d’acquisition optique
Depuis la démonstration des avantages liés aux scintillateurs plastiques, de multiples méthodes ont été développées afin de recueillir et mesurer la lumière de scintillation23, 33, 54–58, 52. La première technique employée fut d’utiliser un tube photomultiplicateur pour amplifier le signal électrique généré par la collecte du signal lumineux linéaire provenant du scintillateur. À cette époque, on employait ces dispositifs d’amplification pour compenser le faible signal de fluorescence des scintillateurs. Par la suite, les travaux d’Archambault et coll.38 ont permis de démontrer le gain de signal possible par le simple emploi de fibre scintillante plastique au lieu des scintillateurs plastiques standards. Cela a ouvert le chemin à l’utilisation de nouveaux détecteurs optiques tels que les diodes et les caméras CCD. Dans cet ouvrage, nous nous sommes concentrés sur l’utilisation des capteurs CCD, dont le fonctionnement sera décrit plus en détail au chapitre 3. Pour cette raison, nous n’irons pas plus en détail en ce qui concerne les autres types de détecteurs.
2.2.1
Les objectifs à lentilles
L’utilisation des caméras CCD exige l’emploi d’un mode de focalisation optique sur sa région active. Il serait théoriquement possible de simplement fixer le bout de la fibre optique sur la vitrine protectrice du
capteur CCD. Dans ce cas, les petites dimensions du capteur et l’étalement du faisceau lumineux dans le verre ne nous permettraient pas d’utiliser un grand nombre de détecteurs simultanément. Ainsi, nous perdrions l’un des principaux avantages des caméras CCD pour l’application clinique. L’utilisation d’un système de lentilles devant la caméra permet alors de produire et focaliser une image du bout des fibres optiques sur la région sensible du capteur CCD. Cette image étant beaucoup plus petite que la vraie dimension des fibres, il devient alors possible d’imager beaucoup plus de détecteurs simultanément, due à l’agrandissement du champ de vue de la caméra.
Lors de l’utilisation d’objectifs photographiques, il y a de nombreux paramètres à prendre en compte. Afin d’obtenir une mesure ayant la meilleure qualité possible, il faut s’assurer que les longueurs focales avant et arrière, l’alignement et le nombre F sont optimisés. Malgré tous ces ajustements, l’utilisation d’objectifs à lentilles entraine une perte assez importante au niveau de la capture des photons provenant de la fibre optique. La géométrie du système, combinée à la grande ouverture numérique de la fibre et au petit diamètre de l’objectif photographique, font en sorte que beaucoup de photons ne passent pas par le système optique et ne peuvent être détectés sur le capteur CCD de la caméra.
En considérant toutes les pertes induites dans le système optique (lentilles et caméra), il se trouve qu’environ 80% des photons mesurables sont perdus dans le processus de mesure. Malgré cela, ce type de système d’acquisition optique, utilisant une caméra CCD, représente une solution très efficace pour les applications de mesures cliniques précises. De plus, ces systèmes permettent d’effectuer des mesures de dose à multiples détecteurs en une seule acquisition en offrant un rapport « coût / nombre de mesures simultanées » avantageux.
2.2.2
Le « taper » optique
Dans cette étude, une nouvelle alternative de système optique est étudiée pour effectuer la collecte des photons des PSDs de manière plus efficace. Cette nouvelle composante optique, le « Taper » (Fig. 2.2), est un réducteur optique à base de fibres optiques qui vient remplacer les traditionnelles lentilles pour transmettre l’image des PSDs sur la zone sensible de la caméra CCD.
a) Exemple d’un « taper » à fibres coniques grossissantes 59.
b) Exemple de « tapers » directement appliqués sur des capteurs CCD 60 FIGURE 2.2: « Tapers » à fibres optiques coniques.
2.2.2.1 Théorie
Le « taper » optique est un dispositif de transmission de la lumière composé de multiples petites fibres optiques, coniques ou droites, collées entre elles pour constituer une surface de transmission optique comme montrée dans la figure 2.3. Contrairement à un système de lentilles, où la lumière est transmise par réfraction, ce dispositif transmet la lumière d’un côté à l’autre par réflexion totale interne via les milliers de petites fibres optiques le composant. Le fonctionnement de ces dispositifs peut donc
être expliqué par la théorie des guides d’onde, ou plus particulièrement par la théorie reliée aux fibres optiques.
FIGURE 2.3: Schéma expliquant le procédé de fabrication d'un « taper ».
Transmission
En passant d’un milieu à un autre, la lumière subit une réfraction à cause du changement de densité du matériel (variation de l’indice de réfraction). Ce phénomène est régi par la relation de Snell-Descartes :
(2.1) Où sont les indices de réfraction des deux milieux, et où sont les angles incident et transmis de part et d’autre de l’interface. Dans le cas le plus simple, qui est la plaque plane ayant un ratio de transmission 1 : 1, les fibres sont droite alors l’image transmise respecte les dimensions de l’image incidente sans grande perte d’intensité (Fig.
2.4a). Dans ce cas, l’ouverture numérique à l’entrée et à la sortie sont similaire et peuvent être calculés suivant cette équation :
√ (2.2) Où , , sont les indices de réfraction du milieu extérieur, du cœur et de la gaine de la fibre optique, et où est l’angle maximum atteignable pour conserver la réfraction totale interne.
FIGURE 2.4: Illustration de la propagation lumineuse dans les guides optiques. Pour a) le guide linéaire, les angles d’entré et de sortie sont identiques, alors que b) pour le guide conique l’ouverture numérique du côté réduit est plus grande que celle du côté à grande ouverture. Figures tirées des ouvrages de a) Li et Lit 61, et de Coleman 62.
Pour un « taper » avec grossissement, les petites fibres présentent une variation de leur rayon. Dans ce cas, l’ouverture numérique est calculée selon l’équation 2.3, donnée par Coleman62. La démonstration mathématique complète de cette équation peut être consultée dans le papier de Li et Lit61 :
La variation d’ouverture numérique entre l’entrée et la sortie du « taper » dépend du ratio entre les diamètres d’entrée et de sortie ⁄ , correspondant au rapport de grossissement (Fig. 2.4b).
Déformation des images
Il est possible d’observer certaines déformations d’images en utilisant ce genre de réducteur optique. Leur procédé de fabrication particulier, consistant à presser ensemble de nombreuses fibres optiques coniques, peut provoquer des déformations ou des bris au niveau de la structure de la matrice de fibres. La figure 2.5 montre deux exemples d’image produite par des « tapers » où il est possible de voir des effets de distorsion, dislocation et des fibres « mortes ».
Résolution
Selon Coleman62, malgré les effets de déformations observés, la résolution du « taper » reste excellente car les fibres optiques utilisées sont de petite dimension. La dimension minimale des fibres est limitée à 5 ou 6 μm à cause de la perte de transmission et de résolution lorsque le cœur et la gaine de la fibre deviennent trop minces (perte de modes optique et interférence en forte hausse). Des calculs de fonction de transfert de modulation63 (MTF) moyenne ont montré que la résolution maximale atteignable avec de nombreux dispositifs de style « taper » est de 100 lp/mm, signifiant qu’il est possible de différencier 50 lignes blanches et 50 lignes noires dans une tranche de 1 mm de largeur.
Il est important de constater que selon les spécifications de la caméra CCD utilisée64, la grosseur des pixels de la caméra est supérieure à la grosseur des fibres optiques, ce qui signifie que le paramètre limitant de la résolution dans cette étude est le type de caméra utilisée.
FIGURE 2.5: Déformations d'images causées par des défauts structurels induits durant la fabrication. L’image du dessus (« taper » carré) montre des fibres mortes, du vignetting, de la distorsion et un grillage causé par les joints entre les paquets de fibres. L’image du dessous (« taper » rond) montre une dislocation, des fibres mortes et des déformations de linéarité62.
2.2.2.2 Applications
On retrouve les « tapers » sous différentes formes tel que des plaques planes pour transmettre la lumière d’un plan A à un plan B sans que la distribution lumineuse subisse de diffusion latérale durant sa propagation dans l’espace d’air séparant la source du détecteur. Ce genre de composant optique peut être approximé à une fenêtre d’épaisseur nulle considérant que l’image qui est formée à l’entrée est transmise sans être modifiée à l’autre extrémité en ne subissant que de très faibles pertes optiques.
En ce qui concerne les « tapers » ayant un facteur de grossissement, on les retrouve dans de multiples applications de couplage entre différents dispositifs ayant des dimensions qui ne correspondent pas, et où l'on souhaite maximiser la transmission optique. Dans la littérature on retrouve des études en microscopie65, en télécommunication66 ou encore en application médicale67, où il y a utilisation d’un « taper » pour réduire une image à la taille d’un dispositif d’acquisition optique. L’objectif commun de toutes ces études est de trouver un moyen simple et efficace pour collecter et transmettre un signal lumineux à un dispositif de mesure sans avoir à employer de dispositif à lentilles parfois complexes d’utilisation et sensibles aux mouvements et manipulations répétitives.
Chapitre 3
Spécification des systèmes et
méthodes de comparaison
Dans ce chapitre, nous présenterons la méthodologie complète ayant permis d’effectuer la caractérisation du nouveau système optique basé sur un réducteur optique à base de fibre. Afin de s’assurer de limiter au maximum les causes d’erreur lors de la prise de mesures avec nos deux différents systèmes optiques, il est impératif de déterminer précisément toutes les séquences de mesures pour que celles-ci permettent d’effectuer des mesures identiques et reproductibles avec les deux modes d’acquisition. Ainsi, il nous est possible d’effectuer une comparaison directe des performances de ces deux différents systèmes optiques dans des conditions d’irradiation identiques.
3.1 Conception du détecteur à fibre
scintillante
Dans un premier temps, il a fallu concevoir un PSD unique servant à effectuer toutes les mesures de dose nécessaires à la caractérisation des systèmes d’acquisition. De cette manière, on s’assure d’obtenir une intensité de signal lumineux identique à la sortie de la fibre optique, en fonction de la dose déposée.
Le détecteur à scintillateur plastique qui a été développé et employé dans ce projet (Fig. 3.1) est composé d’un morceau de fibre scintillante couplé à une fibre optique claire en plastique. La fibre scintillante utilisée est une fibre BCF-60 (Saint-Gobain Crystals, Paris, France, pic d’émission de fluorescence à 530 nm) de 2 mm de longueur par 1 mm de diamètre. Elle est composée d’un cœur de polystyrène et d’une gaine de PMMA. La fibre claire est une fibre plastique, constituée d’un cœur de PMMA et d’une gaine de polymère fluoré (Eska Premier GH-4001, Mitsubishi Rayon Co., Ltd., Tokyo, Japan), ayant une longueur de 2,6 mètres.
Dans le but de maximiser la transmission de la lumière de scintillation vers la fibre claire, les deux sections de fibre ont préalablement été polies suivant la méthode décrite par Ayotte et coll.68, utilisant des feuilles abrasives de carbure de silicium et d’oxyde d’aluminium (Thorlabs, Newton, USA) de différents grades, en commençant par les feuilles de plus gros grains et en terminant par les feuilles de grains fins (5, 3, 1, 0.3 μm). De cette manière, cela assure un bon contact entre les deux surfaces et minimise les pertes par réflexion à l’interface.
Considérant qu’aucun agent de couplage ou de colle n’a été utilisé, on s’assure que les deux composants sont maintenus collés l’un contre l’autre en les insérant dans une gaine de polyéthylène opaque. Le scintillateur est poussé dans un morceau de revêtement opaque d’un côté et la fibre claire de l’autre jusqu’à ce qu’il y ait contact entre les deux pièces. Par la suite, l’excédent de gaine est coupé et on appose un point de colle époxy au bout de la fibre et sur la jonction des deux morceaux de gaine opaque, comme schématisé à la figure 3.2, pour empêcher tout mouvement du scintillateur par rapport à la fibre collectrice.
FIGURE 3.1: Détecteur à fibre scintillante plastique utilisé au cours de cette étude.
FIGURE 3.2: Schéma de la structure interne du détecteur à fibre scintillante utilisé.
Puisque le signal collecté est de nature lumineuse, dans la gamme du visible, il est très important de s’assurer de l’étanchéité à la lumière
ambiante de notre détecteur. Comme la gaine de polyéthylène est suffisamment épaisse et opaque, la lumière ambiante n’est pas en mesure de la traverser pour contaminer le signal. Par contre, l’extrémité de la fibre et la jonction entre les morceaux de gaine sont vulnérables aux infiltrations lumineuses et doivent être isolées. Pour ce faire, le point de colle époxy et la jonction des gaines opaque sont recouverts de trois fines couches de peinture acrylique noire.
Finalement, d’un point de vu plus pratique et expérimental, il est important de mentionner que dans ce type de détecteur radiatif, le point effectif de mesure est considéré comme étant le centre géométrique du volume scintillant69, ce qui signifie que dans notre cas le point de mesure se trouve à approximativement 1,5 mm du bout de l’ensemble complet du PSD, incluant l’époxy.
3.2 Les systèmes d’acquisition optique
Les scintillateurs offrent une panoplie d’avantages que la majorité des détecteurs actuels ne possèdent pas. Ceux-ci, comme démontré au chapitre précédent, nous permettent d’effectuer une lecture de dose exacte sans facteurs correction, sous forme de signal lumineux visible. Comme pour tout type de détecteurs radiatifs, un appareil externe est nécessaire pour effectuer la lecture de ce signal de dose. Par exemple, dans le cas des chambres à ionisation, un électromètre est nécessaire pour mesurer la charge électrique collectée. Pour les films c’est le scanneur qui est requis pour mesurer la variation de densité optique ou la transmission lumineuse.
Les fibres ne font pas exception. Pour mesurer la dose délivrée, il est nécessaire d’utiliser un système photosensible pour collecter les photons de fluorescence émis par le plastique scintillant suite à l’absorption d’énergie provenant du rayonnement ionisant. Différents détecteurs optiques sont disponibles sur le marché tel que les photodiodes et les tubes photomultiplicateurs (PMT), mais comme mentionné précédemment, dans cette étude nous nous concentrons sur les systèmes d’acquisitions à caméra CCD pour leur bon rapport qualité de mesure / coût, et parce que ces caméras permettent d’effectuer la lecture de multiples PSDs simultanément. Ceci représente un avantage considérable pour une application clinique.
3.2.1
La caméra CCD comme détecteur de signal
Le principe de fonctionnement de la caméra CCD est relativement simple. Le capteur photosensible effectue une mesure du flux de photons incident, qui est interprété et transféré à l’ordinateur sous forme d’image par les différents circuits électroniques de la caméra.
Le capteur CCD
La zone sensible de la caméra permettant les mesures est en fait une matrice constituée de multiples régions photosensibles servant à convertir le rayonnement électromagnétique en signal électrique. Ces petits photosites sont communément appelés pixels (Fig. 3.3). Les pixels sont constitués d’un matériel semi-conducteur, lequel convertit les photons incidents en charge électrique par effet photoélectrique. Chacun de ces éléments semi-conducteurs est situé entre les bornes d’un condensateur permettant l’accumulation des charges électriques collectées jusqu’à ce que le système électronique procède à la lecture des pixels.
FIGURE 3.3: a) Schématisation de l'architecture d'un pixel70 et b) principe de fonctionnement lorsqu'il est exposé à une source de lumière71.
Modes d’acquisition
Toutes les caméras CCD ont le même procédé de lecture, soit une lecture ligne par ligne comme illustrée dans la figure 3.4. Tout d’abord, la première ligne est lue pixel par pixel en série. Ensuite, toutes les lignes sont décalées vers la zone de lecture parallèlement et la seconde ligne est lue en série. Ce processus continu jusqu’à ce que l’intégralité de la matrice de pixels soit lue par la caméra.
Le mode de lecture de la matrice de pixel dépend du type de senseur CCD dont on dispose. La schématisation des trois modes d’acquisition est présentée dans la figure 3.5. Tout d’abord, il y a le capteur plein cadre qui consiste en une matrice de pixels actifs occupant la totalité de l’espace sensible. Afin d’accumuler les photons durant des temps prédéterminés et d’ensuite pouvoir effectuer la lecture, il est nécessaire que ce type de caméra soit équipé d’un obturateur externe pour arrêter l’accumulation de photons durant le transfert de charge.
Le second mode d’acquisition est le mode à transfert de trame. Celui-ci consiste à diviser la région sensible en deux matrices de pixels reliées entre elles. La première est exposée à la lumière et sert à effectuer la mesure. La seconde est blindée de la lumière et sert à recevoir les mesures de charge de la première matrice lors du transfert de trame. Ce transfert s’effectue très rapidement (de l’ordre des microsecondes) et permet à la première matrice de commencer une nouvelle mesure pendant que la seconde matrice est lue par le système (appelé mode d’acquisition « back-to-back »). Le principal inconvénient de ce type de CCD est que la surface sensible est particulièrement petite. Elle n’occupe généralement que la moitié de la surface totale de capteur.
Finalement, le dernier mode de lecture est le mode interligne. Ce type de capteur est plus complexe. À chaque pixel est associée une photodiode qui capte le signal lumineux. Celles-ci transfèrent très rapidement (de l’ordre de la microseconde) les charges accumulées au registre de transfert, qui est situé juste à côté de chaque pixel, lorsque la capture d’image est terminée. Ce registre est ensuite lu par la caméra selon le même procédé qui a été expliqué plus tôt pendant qu’une nouvelle intégration s’effectue sur les photodiodes (mode « back-to-back »). Dans cette étude, les caméras utilisées fonctionnent en mode interlignes.
FIGURE 3.4: Schématisation du procédé de lecture ligne par ligne des caméras CCD72.
FIGURE 3.5: Les trois différents types de caméra CCD, soit a) le mode plein cadre, b) le mode transfert de trame et c) le mode interligne73.
Bruits électroniques
74Comme ces dispositifs de mesure optique sont constitués de diverses composantes électroniques et qu’au final on obtient une mesure de signal numérique, plutôt qu’analogique, les caméras CCD sont accompagnées de trois sources principales de bruit qui viennent s’ajouter au signal optique mesuré. Il est important de bien caractériser et minimiser le bruit électronique car en condition de mesure de faible dose, celui-ci devient une source de signal dominante.
Tout d’abord, il y a le bruit quantique qui est relié à l’efficacité de conversion des photons incidents en charges électriques mesurées. Comme le courant électrique n’est pas continu, mais plutôt constitué de porteurs de charges, la mesure effectuée varie légèrement d’une mesure à l’autre car le nombre effectif de photons mesuré est aléatoire. C’est le cas parce que les photons visibles ne sont pas générés régulièrement, mais plutôt en ordre dispersé selon une certaine probabilité. Ce bruit est régi par une loi de Poisson où la variable est le nombre de photons incident sur la caméra :
√ (3.1)
Ensuite, il y a le bruit thermique qui est gouverné par le courant de fuite dans le semi-conducteur des pixels. Ce courant est généré par l’excitation thermique des électrons qui fait que de temps à autre, un électron acquiert suffisamment d’énergie pour franchir le puits de potentiel. La probabilité de ce phénomène est reliée à la température de la caméra. Pour cette raison, lors de mesure de niveaux lumineux faibles, on préfère équiper les caméras de système de refroidissement.
