Effets iatrogènes de la radiothérapie à moyen et long termes

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Dose peripherique : definition et etat de l’art

Origines de la dose peripherique

Malgre la presence de nombreuses structures collimatrices optimisant la forme du faisceau du linac medical, des particules atteignent des regions peripheriques a la zone de traitement. Ces particules sont issues principalement d’un rayonnement dit secondaire par opposition au rayonnement primaire du faisceau de traitement. Ce sont ces rayonnements parasites qui sont a l’origine du dep^ot de dose en dehors du champ de traitement. Dans notre etude, la dose est consideree comme peripherique des lors qu’elle est deposee en dehors du champ de traitement. Toutefois, di erentes de nitions pourraient ^etre proposees selon un seuil de dose ou encore la limite geometrique des reponses des logiciels de plani cation de traitement clinique. Le rayonnement secondaire peut ^etre separ en trois composantes [Xu 08] :

{ le rayonnement di use par la t^ete de l’accelerateur, par les tissus du patient et, dans une moindre mesure, par la table de traitement ;

{ le rayonnement de fuite traversant la t^ete de l’accelerateur sans interagir ;

{ le rayonnement neutronique gener a partir d’une energie seuil dans certains materiaux.

Le rayonnement di use a deux origines principales. Il provient soit de l’interaction des photons primaires avec les composants de la t^ete de l’accelerateur comme les m^achoires ou le collimateur primaire, soit de leur interaction avec les tissus du patient di usant les particules en dehors de la zone tumorale. C’est principalement par di usion Compton que les photons sont di uses et dans une moindre mesure, par creation de paire ou di usion elastique (voir l’annexe B).

Le rayonnement de fuite regroupe les photons du rayonnement primaire qui auraient dus ^etre arr^etes par les composants de la t^ete de l’accelerateur lineaire (car leur direction les dirigeait hors du champ) mais qui ont nalement reussi a traverser le systeme de collimation sans ^etre arr^etes ou devies.

Le rayonnement neutronique provient de l’activation de certains isotopes de noyaux presents dans la t^ete de l’accelerateur (tungstene, plomb…), dans le corps du patient (carbone 13, oxygene 18…) et dans les murs de la piece.

L’existence des deux composantes photoniques a et mise en evidence en 1983 par l’equipe de Kase [Kase 83]. Gr^ace a plusieurs dispositifs experimentaux singuliers, les composantes de fuite, de di usion d’un fant^ome d’eau et celle de di usion du systeme de collimation ont pu ^etre isolees et mesurees dans un fant^ome d’eau.

La gure 1.4 presente les trois con gurations utilisees. La con guration (a) permet une mesure de la DP totale. Dans la con guration (b), le fant^ome d’eau a et deplac de facon a sortir du faisceau principal. Ce deplacement permet de ne plus generer la composante de di usion dans l’eau. Par consequent, dans la con guration (b), seules la composante de di usion de la t^ete de l’accelerateur et celle de fuite sont mesurees.

En n, dans la con guration (c), les m^achoires ont et fermees et un volume de plomb a et ajoute de facon a obstruer le faisceau. Ces modi cations permettent de ltrer la composante de di usion du systeme de collimation. Le fant^ome d’eau est toujours en dehors de l’axe du faisceau. Dans la con guration (c), nous mesurons ainsi uniquement la composante de dose due aux fuites a l’interieur du systeme de collimation.

Les mesures ont et realisees pour des qualites de faisceau correspondant a des tensions acceleratrices de 4 et 8 MV, a deux profondeurs (5 et 10 cm) et pour plusieurs tailles de champ (5 5 cm2, 15 15 cm2, 25 25 cm2). Les valeurs de dose mesurees varient de facon importante selon la taille de champ utilisee, cependant, les resultats montrent globalement que 20% a 40% de la dose totale hors-champ est deposee par des particules di usees dans le systeme de collimation du linac. Kase [Kase 83] constate que, pres du champ (< 20 cm), la composante de dose due a la di usion dans le fant^ome d’eau est systematiquement plus importante que celle due a la di usion dans le systeme de collimation. En revanche, en s’ecartant de l’axe principal du faisceau, la composante de dose due a la di usion dans le fant^ome d’eau diminue plus rapidement que la composante de di usion dans le systeme de collimation, qui devient alors predominante. D’autre part, la composante de dose due aux fuites dans la t^ete de l’accelerateur est beaucoup plus faible que les deux autres composantes. Neanmoins, elle augmente avec la distance et devient signi cative pour des positions tres lointaines (par exemple 50 cm pour une taille de champ de 15 15 cm2).

Ces resultats resument clairement l’origine de la dose delivree en peripherie lors d’un traitement en radiotherapie externe. L’ensemble des composantes du rayonnement secondaire est a l’origine du dep^ot de dose peripherique a la zone de traitement. Tout au long de cette etude, nous considererons la DP dans sa globalite sans detailler chacune des composantes. Notons egalement que la composante neutronique ne sera que brievement traitee et de facon independante.

Etudes dosimetriques experimentales : caracterisation de la DP due aux photons

La connaissance des doses delivrees aux tissus sains et aux organes a risque et distants des faisceaux de radiotherapie est fondamentale. Dans cet objectif, de nombreuses etudes, pour la majorite experimentale, ont et menees des les annees 1970. Avant les annees 1970, l’attention portee sur les seconds cancers etait limitee, seules quelques etudes ont traite de la DP et essentiellement d’un point de vue radioprotection du personnel [Laug 51, Mart 59, Kell 51]. Ces etudes gardent de l’inter^et malgre l’evolution des technologies : en e et, des personnes anciennement exposees sont toujours impliquees dans des etudes epidemiologiques. C’est reellement a partir des annees 1980 que la dose hors-champ a suscite un grand inter^et et que les etudes dosimetriques sont devenues importantes.

Pour l’evaluation du risque de second cancer, les etudes epidemiologiques menees utilisent les resultats des etudes dosimetriques c’est a dire la dose absorbee en un point ou dans un organe pour une modalite de traitement speci que. La majorite de ces etudes s’est fondee sur la mesure et la caracterisation experimentale de la composante de DP.

Dans ce but, deux types de dosimetre sont principalement utilises pour la mesure de la DP : les chambres d’ionisation et les dosimetres thermoluminescent (TLD). De facon marginale, les dosimetres de type semi-conducteur appel MOSFET pour Metal Oxyde Semiconductor Field E ect Transistor et mesurant des charges ont et utilises par l’equipe de Butson [Buts 05]. Ils ont montre que les performances de ce type de dosimetre pour les faisceaux de qualite medicale sont proches de celles d’une chambre d’ionisation.

Les etudes dosimetriques sont habituellement realisees dans un fant^ome d’eau ou dans un fant^ome anthropomorphe et plus rarement in vivo. La chambre d’ionisation de par sa taille et son dispositif est exclusivement utilisee pour les mesures dans l’eau. En revanche, les TLD sont utilises pour les trois con gurations.

Dans les prochains paragraphes, nous analyserons l’in uence des parametres d’irra-diation sur la DP a travers di erentes etudes dosimetriques experimentales rapportees dans la litterature.

Variation de la DP avec la distance par rapport au champ de trai-tement

La DP absorbee suit une decroissance exponentielle avec la distance au bord du champ de traitement. On observe cette variation sur l’ensemble des etudes experimentales quels que soient les parametres d’irradiation (qualite de faisceau, taille de champ, etc.) et quel que soit le milieu irradie (eau, fant^ome anthropomorphe ou in vivo) [Sher 85]. Selon la distance, les niveaux de DP peuvent varier de quelques cGy a environ 200 cGy pour une dose de traitement de l’ordre de 50 ou 60 Gy. Par consequent, les valeurs de DP peuvent representer entre 0,1% et 3% de la dose de prescription [Fraa 83].

Variation de la DP avec la taille de champ

Lors d’un traitement par radiotherapie externe, les tailles et les formes de champ varient en fonction des dimensions et de la localisation de la tumeur. La dose hors-champ augmente avec la taille de champ. L’augmentation de la taille de champ implique l’ecartement des m^achoires et donc une augmentation de la surface de di usion des particules primaires sur les bords des m^achoires du systeme de collimation. Par consequent une quantite plus importante du rayonnement est di usee et est susceptible d’atteindre des zones peripheriques. La gure 1.5 tiree de l’etude de Fraass [Fraa 83] illustre bien la variation de la DP avec la taille de champ. Cette variation est surtout signi cative pour les positions les plus proches du bord de champ. Par exemple, a 5 cm du bord du champ et pour des profondeurs moyennes de l’ordre de 10 cm, la DP est 5 fois plus elevee pour une taille de champ de 30 30 cm2 que celle engendree par une taille de champ de 6 6 cm2 (de 2% a 10% de la dose de prescription). L’equipe de van der Giessen a egalement montre que la variation de la DP au voisinage du faisceau primaire est proportionnelle a celle de la taille de champ [Gies 94].
Figure 1.5 { Resultats de mesures de la DP en fonction de la profondeur pour di erentes tailles de champ a 5 cm (a) et 20 cm (b) du bord du champ pour des qualites de faisceaux correspondant a 10 MV et de Cobalt 60 (tires de [Fraa 83]).

Variation de la DP avec la qualite de faisceau

L’energie des particules du faisceau primaire depend, entre autres, de la qualite du faisceau utilise. L’elevation de la tension acceleratrice associee au faisceau augmente la valeur de l’energie la plus probable des photons du faisceau primaire. La DP va donc varier en fonction de la qualite du faisceau, puisque le parcours des particules sera plus ou moins important selon leur energie.

Les etudes realisees ne font ressortir aucune tendance signi cative de l’in uence de la qualite de faisceau sur la DP. En e et, l’equipe de Fraass [Fraa 83] a mesure, pour di erentes qualites de faisceau (Cobalt 60, 4 MV, 6 MV et 10 MV), des DP de plus en plus faibles en bord de champ avec l’augmentation de l’energie du faisceau. A l’inverse, l’equipe de Butson [Buts 05] mesure une augmentation de la DP en bord de champ entre un faisceau de 6 et de 18 MV. Pour les distances les plus eloignees du champ, les variations de la DP deviennent minimes en fonction de l’energie. Le phenomene est observ sur la gure 1.5 de l’etude de Fraass et egalement dans l’etude de Butson.

Il est probable que les di erences geometriques entre les accelerateurs utilises masquent, en bord de champ, les variations dues uniquement a la qualite de faisceau. Une etude particuliere a chaque modele de linac est donc necessaire a n de conna^tre la variation de la DP en fonction de la qualite de faisceau.

Variation de la DP avec la profondeur

L’in uence de la profondeur peut ^etre evaluee experimentalement dans une cuve a eau. La gure 1.5 de l’etude de Frass [Fraa 83] permet d’observer cette variation. En premier lieu, on remarque que la dose a la surface represente une part importante de la DP globale (jusqu’a 10% pour une taille de champ de 30 30 cm2). Cet e et est d^u aux dep^ots d’energie par les electrons issus de leurs interactions dans la t^ete de l’accelerateur. Puis, la DP diminue rapidement pour atteindre un minimum a une profondeur proche du maximum de dose du rendement en profondeur. Finalement, elle augmente legerement a nouveau avec la profondeur pour atteindre une valeur relativement constante avec la profondeur. Les resultats montrent egalement que l’augmentation de la DP apres le minimum est beaucoup plus marquee pour un positionnement proche de l’axe du faisceau ( 5 cm du bord de champ) que pour des positions plus eloignees ( 20 cm du bord de champ). L’in uence de la profondeur est donc signi cative uniquement pour des positions tres proches du bord du champ (< 10 cm).

Variation de la DP en fonction du modele du linac

Trois principaux fabricants se partagent le parc mondial des accelerateurs medicaux : Varian Medical Systems, Elekta et Siemens (qui vient d’arr^eter sa production de linac). De facon plus marginale, il reste quelques accelerateurs fabriques par General Electric Medical Systems. Les accelerateurs suivent une geometrie propre a chaque industriel. La gure 1.6 illustre ces di erences. Remarquons chez Siemens que le MLC se substitue a une paire de m^achoires alors que chez Varian, le MLC est un dispositif additionnel aux deux paires de m^achoires. Du fait des nombreuses di erences, la DP varie entre les modeles. L’etude de Wiezorek [Wiez 09a] a mesur une DP 30% a 50% plus elevee avec un accelerateur Siemens 6 MV qu’avec un modele Elekta a la m^eme qualite de faisceau. Kry [Kry 05a] mesure une DP plus elevee jusqu’a un facteur deux pour un linac Siemens comparativement a un linac Varian. Le niveau de DP mesur pour un modele de linac ne peut en aucun cas re eter le niveau de DP pour l’ensemble des modeles. Une etude particuliere a chaque modele est donc necessaire.

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Table des matières

Introduction générale
1 Dose périphérique en radiothérapie
1.1 Présentation de la problématique
1.1.1 Effets iatrogènes de la radiothérapie à moyen et long termes
1.1.2 Radiothérapie externe : de la conformation optimale aux rayonnements indésirables
1.2 Dose périphérique : définition et état de l’art
1.2.1 Origines de la dose périphérique
1.2.2 Etudes dosimétriques expérimentales : caractérisation de la DP due aux photons
1.2.3 Prédiction de la DP
1.2.4 Rayonnement neutronique
1.3 Bilan de l’état de l’art et objectifs de l’étude
1.3.1 Alternative proposée et démarche de l’étude
1.3.2 Conclusions de l’état de l’art
2 Estimation de la DP par simulation Monte Carlo
2.1 Technique MC
2.1.1 Principe fondamental
2.1.2 Transport des photons
2.1.3 Transport des électrons et des positons
2.1.4 Incertitude et efficacité du calcul MC
2.2 Technique MC en physique médicale
2.2.1 Codes et systèmes de planification MC
2.2.2 PENELOPE
2.3 évaluation de l’estimation la DP avec le code PENELOPE
2.3.1 Configuration et paramètres de simulation
2.3.2 Résultats et analyses
2.3.3 Introduction de la réduction de variance
2.3.4 Utilisation de la réduction de variance
2.4 Conclusion et justification de l’accélération
3 Accélération du code PENELOPE
3.1 Choix de la technique
3.2 Technique du transport pseudo-déterministe
3.2.1 Principe général
3.2.2 Détails du suivi de la particule non-déterministe
3.2.3 Détails du suivi de la particule déterministe
3.3 Techniques complémentaires au processus du transport pseudo-déterministe pour réduire le temps de calcul
3.3.1 Roulette russe (énergie de coupure du transport pseudo-déterministe)
3.3.2 Contr^ole du poids de la particule déterministe
3.4 évaluation de la technique DXTRAN du code MCNPX
3.4.1 Configuration
3.4.2 Résultats
3.5 Implémentation du transport pseudo-déterministe
3.5.1 Cadre de l’implémentation
3.5.2 Architecture de l’implémentation
3.5.3 Bilan de l’implémentation
3.5.4 Tests intrinsèques de fonctionnement
3.5.5 Tests globaux de fonctionnement
3.6 Conclusion des travaux d’accélération
4 Mesure de la dose hors-champ
4.1 Configurations expérimentales de validation
4.1.1 Configuration métrologique et la mesure ionométrique
4.1.2 Configuration pré-clinique et la mesure OSL
4.2 Dosimétrie par chambre d’ionisation
4.2.1 Fonctionnement de la chambre d’ionisation
4.2.2 Modèle utilisé : la chambre d’ionisation NE-25
4.3 Dosimétrie par OSL
4.3.1 Fonctionnement de l’OSL
4.3.2 OSL nanoDot et lecteur microStar de Landauer
4.4 Caractérisation expérimentale de l’OSL nanoDot
4.4.1 Etalonnage du lecteur microStar
4.4.2 Influence de la relecture sur la réponse de l’OSL nanoDot
4.4.3 Réponse des OSL d’un m^eme lot
4.4.4 Linéarité de la réponse en fonction du kerma dans l’air
4.4.5 Réponse en fonction du débit de kerma dans l’air
4.4.6 Réponse en fonction de l’orientation de l’OSL nanoDot
4.4.7 Réponse en fonction de l’énergie des photons
4.4.8 Conclusion sur l’étude de caractérisation
4.5 Validation de l’OSL nanoDot pour la mesure de la DP dans l’eau
4.5.1 Correction de la différence d’absorption entre l’eau et l’air
4.5.2 Correction de la dépendance en énergie
4.5.3 Du signal lu à la DP absorbée dans l’eau
4.6 Incertitude sur les mesures
4.6.1 Méthodologie pour l’estimation de l’erreur sur la mesure
4.6.2 Incertitudes sur la mesure ionométrique
4.6.3 Incertitudes sur la mesure OSL
4.7 Conclusions sur la démarche de validation du code
5 Validation expérimentale du calcul de la DP
5.1 Configuration métrologique
5.1.1 Configuration suivant le protocole TRS{398 de l’AIEA
5.1.2 Cuve à eau spécifique
5.1.3 Acquisition des données par chambre d’ionisation
5.1.4 Acquisition des données de simulation MC
5.1.5 Comparaison des résultats sur les profils de dose
5.1.6 Application du transport pseudo-déterministe à la configuration métrologique
5.1.7 Bilan de la validation métrologique
5.2 Configuration pré-clinique
5.2.1 Description des faisceaux d’irradiation
5.2.2 Description du fant^ome maison
5.2.3 Acquisition des données TPS
5.2.4 Acquisition des données MC
5.2.5 Acquisition des données OSL
5.2.6 Comparaison des résultats selon les axes de mesure
5.2.7 Application du transport pseudo-déterministe à la configuration pré-clinique
5.2.8 Bilan de la validation pré-clinique
Conclusions et perspectives
A Relations entre la dose et ses effets
B Interactions rayonnement-matière
B.1 Interaction du photon avec la matière
B.1.1 Effet Rayleigh
B.1.2 Effet photoélectrique
B.1.3 Effet Compton
B.1.4 Création de paire
B.2 Interactions de l’électron avec la matière
B.2.1 Diffusion élastique
B.2.2 Diffusion inélastique
C Simulations autour de la dose due aux neutrons
C.1 Configuration
C.2 Dose due aux neutrons
D Comparaison entre PENELOPE et MCNPX
Bibliograhie
Liste des publications et communications