Les méthodes classiques de contrôle de qualité des systèmes de planification géométrique des traitements en radiothérapie

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Définition des volumes d’intérêt

Le radiothérapeute commence par définir la zone à traiter et celles à protéger en utilisant, sur chaque coupe, des outils de contourage plus ou moins automatiques. Les volumes ainsi définis subissent par la suite une série d’expansions automatiques afin de prendre en compte les incertitudes liées au contourage, aux mouvements et aux re-positionnements multiples du patient sous l’appareil de traitement, et d’aboutir à la définition de la zone à traiter.
Les contours de tous les volumes définis dans cette étape de la simulation virtuelle sont aﬃchés sur les diﬀérentes vues disponibles sur la console de simulation virtuelle. Les volumes sont ensuite enregistrés au format DICOM-RT Structure Set (cf. annexe A), sous forme d’une série de contours, associés à chacune des coupes tomographiques.

Contourage de la tumeur

Le contourage du volume cible consiste à délimiter sur chacune des coupes quelle zone correspond à la tumeur et devra donc être traitée. Ce contourage se fait le plus souvent manuellement du fait de la complexité des critères retenus pour l’appréciation de ce volume. Dans ce cas, le médecin délimite des surfaces sur toutes ou certaines coupes à l’aide des outils graphiques de la console de simulation virtuelle et de la sou-ris. Le radiothérapeute peut aussi décider de ne contourer la tumeur que sur quelques coupes non adjacentes. Le système de planification calcule alors les contours manquants par interpolation linéaire ou quadratique, afin de disposer d’un volume tri-dimensionnel complet. Ces contours, tous attachés à une coupe particulière du modèle virtuel, sont définis par une série de points délimitant des polygones fermés. Seules les coordonnées tri-dimensionnelles de ces points sont stockées et suﬃsent à décrire le volume.
D’autres volumes peuvent également être contourés de façon automatique. Dans ce cas, une méthode de seuillage, rarement complétée par une méthode d’atlas anatomique, est proposée par la console de simulation virtuelle (cf. infra).

Expansions et érosions automatiques

Les expansions du volume tumoral permettent de tenir compte des diverses incerti-tudes du ciblage. Les érosions, quant à elles, permettent de définir une structure paroi afin d’accepter l’irradiation de la bordure d’un organe à risque.
La simulation virtuelle est apparue en même temps que la planification des traite-ments par radiothérapie s’est formalisée grâce aux recommandations n°50 [ICRU93] et n°62 [ICRU99] de l’International Commission on Radiation Units and Measurements (ICRU), qui ont posé les bases de la radiothérapie conformationnelle. Ainsi, le volume contouré par le radiothérapeute en fonction de l’imagerie du volume cible dont il dispose s’appelle le GTV (Gross Tumor Volume), c’est-à-dire, volume tumoral macroscopique. Une première expansion de ce volume permet d’obtenir le CTV (Clinical Target Vo-lume), ou volume cible anatomo-clinique. Elle permet de tenir compte de l’incertitude du contourage et des éventuelles extensions microscopiques de la maladie invisibles à l’image. Les marges appliquées par la suite englobent les incertitudes liées aux mouve-ments externes du patient et à son positionnement quotidien sur la table de traitement, ainsi que celles liées aux mouvements internes des organes. On obtient alors le PTV (Planning Target Volume) ou volume cible prévisionnel. Bien que ce volume ne soit pas spécifié dans les recommandations ICRU, il enfin peut être pratique de définir un dernier volume, que nous nommerons V50%, et sur lequel devront se conformer strictement les faisceaux d’irradiation. Pour parvenir à ce volume V50%, l’expansion du PTV représente le concours des pénombres de l’ensemble des faisceaux d’irradiation. Par définition, ce volume peut être considéré comme celui recevant 50% de la dose prescrite (cf. figure 1.7). C’est sur ce dernier volume, V50%, que sont conformés les faisceaux de traitement.
Les volumes cités précédemment sont obtenus à partir du GTV délimité à l’étape de contourage sur lequel on demande au système de planification des traitements de calculer des expansions en fonction de marges qui tiennent compte :
1. de la maladie (GTV → CTV) ;
2. des moyens de contention, et de la localisation de la cible (CTV → PTV) ;
3. du nombre de faisceaux concurrents sur la cible, et de l’énergie de ces faisceaux (PTV → V50%).
Le but de cette opération est d’agrandir ou de diminuer le volume en définissant une marge d’expansion pour chacune des six directions de l’espace. Les marges peuvent alors être uniformes (même distance pour les six directions) ou non (distances diﬀérentes pour les six directions). Elles peuvent aussi être positives, on cherche dans ce cas à agrandir le volume, ou bien négatives, ce qui a pour eﬀet, cette fois-ci, de diminuer le volume (érosion). Les six distances selon les six directions définissent l’élément structurant de l’expansion. Cet élément structurant est une boule dans le cas d’une marge uniforme ou bien une ellipsoïde définie par six rayons dans le cas d’une marge non uniforme. Le principe de l’application des marges ainsi définies sur le volume consiste à faire passer l’élément structurant, déterminé par la taille de ces marges, sur le bord de la structure délinéée afin d’en calculer une expansion ou bien une érosion. Les schémas présentés à la figure 1.8 illustrent ce principe.

Calcul de la position de l’isocentre

L’isocentre est le point de concours des faisceaux d’irradiation. Ce point doit être positionné au centre du volume cible de manière à y concentrer la dose délivrée.

Il existe plusieurs façons de déterminer la position de l’isocentre au sein du patient. Suivant les caractéristiques de la console de simulation virtuelle, l’isocentre peut être placé [GE-Healthcare, Varian] :

– au barycentre de la zone à irradier ;

– au barycentre du parallélépipède englobant la zone à irradier ;

– au barycentre du polygone délimitant le volume sur une coupe choisie pour sa profondeur dans le patient ;

– au barycentre de la projection du contour de la zone à irradier sur la vue projetée depuis la source virtuelle.

Tous les réglages des faisceaux dépendent ensuite de la position de l’isocentre.

Réglage de l’incidence des faisceaux

L’incidence des diﬀérents faisceaux intervenant dans le traitement est réglée ma-nuellement par l’opérateur. Elle est déterminée par les angles de rotation de la table de traitement et du statif. Le statif, comme le collimateur peuvent tourner de -180° à +180°, tandis que la table ne peut tourner que de -90° à +90°. Ces degrés de liberté permettent aux faisceaux d’attaquer le patient sous toutes les directions de l’espace tri-dimensionnel.

Selon les caractéristiques des consoles de simulation virtuelle, l’angle de chaque équi-pement est réglé au degré près ou bien au dixième de degré près.

Conformation du collimateur

L’irradiation de la tumeur utilise plusieurs faisceaux d’incidences diﬀérentes, afin de minimiser la dose de rayonnements reçus par les tissus sains environnant la tumeur. L’accumulation des formes des champs décrit alors le volume cible à la condition que chaque champ dessine précisément le contour du volume selon l’angle d’incidence traité. La forme du champ est donnée par le paramétrage du collimateur, c’est-à-dire par la position de chaque lame qui le constitue. Le système de planification du traitement définit l’ouverture des lames du collimateur, au regard de l’incidence du faisceau, du volume à irradier et de la position du collimateur. On parle alors de conformation automatique du collimateur au volume cible.

Il existe trois algorithmes diﬀérents pour conformer les collimateurs multi-lames à une structure. Le premier algorithme conserve la totalité du bout de la lame à l’extérieur de la zone à irradier, le second positionne le centre du bout de la lame sur le bord de la zone, tandis que le troisième positionne la lame de façon à ce que son extrémité soit entièrement à l’intérieur de la zone (cf. figure 4.6).

Aﬃchage des faisceaux

L’opérateur paramétrant les faisceaux d’irradiation peut, à tout moment, visualiser son travail afin de vérifier la planification du traitement. L’axe principal et les limites des faisceaux, ainsi que l’isocentre, sont aﬃchés, en superposition sur les diﬀérentes vues disponibles sur la console de simulation virtuelle.

Les faisceaux planifiés doivent être reportés sur le patient à chacune des 15 à 40 séances d’irradiation quotidiennes. Des marqueurs cutanés qui caractérisent les faisceaux sont en général tatoués sur la peau du patient pour être utilisés sous les appareils de trai-tement pour un premier positionnement du patient. Huit marqueurs sont généralement calculés automatiquement par la console. Ils correspondent à l’intersection du faisceau avec la surface virtuelle du patient pour cinq d’entre eux. Les trois derniers caractérisent l’isocentre situé en profondeur dans le patient (cf. figure 1.14).

Toutes les consoles calculent automatiquement la position des trois marqueurs d’iso-centre (un marqueur antérieur et deux marqueurs latéraux). D’autres, plus avancées, calculent également les cinq marqueurs caractérisant le faisceau (un pour l’axe du fais-ceau et quatre pour les coins). Les positions de ces marqueurs dans le repère 3D lié au patient sont transmises à un système de lasers de repérage associé à l’installation de scanographie dédiée aux applications de radiothérapie. Ce système comporte quatre nappes laser mobiles (une transverse, une frontale droite, une frontale gauche et une sagittale), dont les intersections successives permettent de visualiser les marqueurs qui seront tatoués sur le patient.

Les coordonnées des cinq points liés au faisceau sont stockées individuellement au for-mat DICOM dans le fichier RT-Structure Set, au même titre qu’une structure classique, à ceci près qu’elle ne contient qu’un seul point de contour et n’est rattachée à aucune coupe, alors que les coordonnées de l’isocentre sont stockées dans le fichier DICOM-RT Plan associé au faisceau.

Calcul des radiographies digitales reconstruites – DRR (étape 8)

Les radiographies digitales reconstruites sont des images projetées des données to-mographiques du patient, vues depuis la source d’un faisceau d’irradiation. Lors du traitement par radiothérapie, elles servent principalement à vérifier et éventuellement à modifier le positionnement du patient sur la table de traitement. Elle sont alors compa-rées avec les images portales acquises par l’accélérateur linéaire de particules2. Les DRR sont donc primordiales car elles résument à elles seules l’essentiel de la géométrie du trai-tement planifiée sur la console et elles permettent de s’assurer que celle-ci est respectée durant tout le traitement [Guilhuĳs95, Yushkevich98]. Avec l’arrivée de la Radiothéra-pie Guidée par l’Image (IGRT) et la possibilité d’eﬀectuer un examen scanographique sous l’appareil de traitement, la DRR perd sa fonction d’outil de repositionnement du patient. En eﬀet, il est, dans ce cas, assuré en comparant directement les données scano-graphiques acquises en simulation avec celles obtenues avant de traiter. Le recalage du patient est alors un recalage 3D, plus précis que le recalage 2D proposé par les DRR. Il n’en demeure pas moins que les DRR permettent également de vérifier la prescription définie en simulation virtuelle. Elles restent donc encore, pour cette raison, désignées comme document légal du traitement et archivées dans le dossier du patient en tant que référence de la thérapie administrée au patient. Le calcul des radiographies digitales reconstruites s’eﬀectue donc une fois la planifica-tion géométrique du traitement accomplie. Diﬀérents algorithmes existent pour calculer ces images, dont les plus utilisés sont l’algorithme trilinéaire [Goitein83] et l’algorithme de Siddon [Siddon85] que nous nous proposons de présenter par la suite.

Définition

Une Radiographie Digitale Reconstruite (RDR ou DRR : Digitally Reconstructed Ra-diograph en anglais) est une radiographie, générée informatiquement, à partir du modèle virtuel 3D du patient, obtenu par le tomodensitomètre [Coia95]. Une DRR est associée à un faisceau d’irradiation, c’est la vue depuis la source, suivant le faisceau conique des rayons. La figure 1.15 est une DRR d’un bassin, utilisée pour la radiothérapie. Ce type d’image a été mis au point par Goitein et al. [Goitein83] en 1983. Elle a été le point de départ de la conception des consoles de simulation virtuelle.

De la même façon qu’une radiographie conventionnelle, une DRR est une vue diver-gente depuis la source virtuelle (cf. figure 1.16). La géométrie employée pour la projection est donc une géométrie en cone beam.

Algorithmes de Calcul des radiographies digitales reconstruites

Le calcul des DRR simule le principe physique mis en œuvre dans la radiographie, à savoir l’atténuation des rayons X par les matériaux traversés. Ce même phénomène physique est aussi utilisé pour la tomographie et est expliqué à la section 1.1.1. Les algorithmes de calcul des DRR sont basés sur un tracé de rayons virtuels à travers la matrice tri-dimensionnelle du patient virtuel et sur une estimation de l’atténuation de ces rayons par une intégration des intensités de voxels traversées.

Présentons maintenant les deux algorithmes qui font référence : l’algorithme trili-néaire et l’algorithme de Siddon.

Algorithme trilinéaire

Le premier algorithme de calcul des radiographies digitales reconstruites est attri-bué à Goitein et al. [Goitein83] en 1983 [Coia95]. Cet algorithme découle directement du principe physique de projection à l’aide de rayons radiologiques et eﬀectue tous ses calculs en continu. Cette méthode de calcul de DRR est très coûteuse en temps de calcul de par les interpolations linéraires qu’elle nécessite. Elle est donc, en pratique, simplifiée par de nombreuses approximations afin de réduire ces temps de calcul.

L’algorithme trilinéaire utilise quatre étapes principales :

1. le tracé de chaque rayon virtuel depuis le plan de projection jusqu’à la source (ray tracing) ;

2. sur chaque rayon et à chaque pas, l’interpolation de la valeur de l’intensité du signal au pas considéré en fonction des huit voxels plus proches voisins ;

3. l’intégration linéaire afin d’obtenir l’atténuation du rayon complet ;

4. l’aﬃchage de la projection en niveaux de gris.

Le principe de la méthode de calcul des DRR par l’algorithme trilinéaire est illustré à la figure 1.17.

Une fois la source virtuelle et le plan de projection localisés, les rayons sont tracés depuis chaque pixel de l’image résultante jusqu’à la source. La résolution de l’image dépend de la taille du champ de couverture choisie par l’utilisateur et du nombre de pixels qu’elle contient (généralement compris entre 80 × 80 et 1024 × 1024 pixels).

Le long de chaque rayon, le coeﬃcient linéique d’atténuation µi du milieu traversé est estimé à intervalle régulier selon un pas d’échantillonnage i, préalablement déterminé (typiquement, le pas est égal à la taille d’un côté d’un voxel des données anatomiques du patient). A l’origine, la solution proposée par Goiten recalculait le coeﬃcient linéique µi du voxel considéré à partir du nombre Hounsfield SHUi selon la formule suivante (cf. section 1.1.1) : SHU = 1000 × µeau µ−µeau⇒ µi = µeau × SHUi + 1 1000 (1.5) avec µi et µeau exprimés en kV. µeau était disponible pour les quatre qualités de fais-ceaux de rayons-X généralement utilisés par le tomodensitomètre : 80, 100, 120 et 140 kV. Cependant, Goiten avait également l’ambition de présenter une DRR comparable avec l’imagerie portale réalisée sous l’appareil de traitement. Il utilisait pour cela une nouvelle conversion f du coeﬃcient µi (en kV) obtenu avec la qualité de rayons-X du tomodensitomètre (le plus souvent 120 kV) vers celui obtenu avec la qualité des rayons-X beaucoup plus énergétique du traitement (le plus souvent 6 MV) : µi[MV] = f × µi[kV]. (1.6)

Le coeﬃcient µi [kV] ou µi [MV], ou le signal SHUi, à chaque pas de longueur dli, peut être calculé en utilisant diﬀérentes méthodes d’interpolation en fonction des intensités des voxels voisins. Les méthodes d’interpolation les plus utilisées sont, par ordre croissant de temps de calcul :

– la méthode du plus proche voisin (on attribue la valeur du voxel voisin le plus proche) ;

– la méthode de la moyenne linéaire (on utilise les deux voxels plus proches voisins) ;

– la méthode d’interpolation bilinéaire (on utilise les quatre voxels plus proches voisins) ;

– la méthode d’interpolation trilinéaire (on utilise les huit voxels plus proches voi-sins).

Sherouse et al. [Sherouse90] ont donné une discussion détaillée de ces méthodes, de la-quelle en est ressorti que l’interpolation trilinéaire est clairement supérieure en termes de précision.

Les valeurs des pixels de la DRR calculée sont les atténuations exponentielles A de chaque rayon (normalisées afin de correspondre à l’échelle des niveaux de gris) et sont obtenues en fonction des densités µi et du pas d’échantillonnage dli par l’équation suivante : A = ei(− µidli) (1.7)

Aujourd’hui, toutes les conversions ont été abandonnées sur la plupart des consoles car elles allongeaient les temps de calcul sans ajouter pour autant de précision. Ainsi, les consoles modernes utilisent directement la valeur du signal en nombre SHU plutôt que la valeur du coeﬃcient linéique µ. Par ailleurs, l’accumulation de ces valeurs dans le plan de la DRR est une simple somme pondérée permettant de mettre en valeur certains tissus par rapport aux autres. Ceci est eﬀectué en appliquant des poids diﬀérents aux nombres Hounsfield en fonction de leur valeur.

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Table des matières

Introduction
I Simulation virtuelle et contrôle de qualité
1 Les systèmes de planification des traitements en radiothérapie
1.1 Acquisition des données anatomiques de référence par tomographie à rayons-X (étape 1)
1.1.1 Acquisition du signal
1.1.2 Reconstruction des coupes tomographiques
1.1.3 Paramètres influant sur la qualité des images
1.2 Visualisation du patient virtuel
1.3 Définition des volumes d’intérêt (étapes 3 et 4)
1.3.1 Contourage de la tumeur
1.3.2 Expansions et érosions automatiques
1.3.3 Visualisation des volumes
1.4 Définition des faisceaux d’irradiation (étapes 5 et 6)
1.4.1 Calcul de la position de l’isocentre
1.4.2 Réglage de l’incidence des faisceaux
1.4.3 Conformation du collimateur
1.4.4 Affichage des faisceaux
1.5 Calcul automatique de la position des marqueurs cutanés (étape 7)
1.6 Calcul des radiographies digitales reconstruites – DRR (étape 8)
1.6.1 Définition
1.6.2 Algorithmes de Calcul des radiographies digitales reconstruites
1.6.2.1 Algorithme trilinéaire
1.6.2.2 Algorithme de Siddon
1.7 Calcul et visualisation des distributions de dose
1.8 Conclusion
2 Les méthodes classiques de contrôle de qualité des systèmes de planification géométrique des traitements en radiothérapie
2.1 Objets-tests pour le contrôle de qualité des systèmes de planification géométrique des traitements
2.1.1 Objets-tests physiques commercialisés
2.1.1.1 Quasar Beam Geometry MLC Phantom
2.1.1.2 Quasar Multi Purpose Body Phantom
2.1.1.3 Objet-test physique développé par McGee
2.1.1.4 L’objet-test ISIS QA–1
2.1.1.5 Autres objets commerciaux
2.1.2 Objets-tests non commercialisés
2.1.2.1 Objet-test physique développé par l’hôpital Tenon
2.1.2.2 Objet-test physique et logiciel d’analyse de Reilly
2.1.2.3 Objet-test physique de Kirwin
2.1.2.4 Objets-tests de Madelis et Pooler
2.1.2.5 Objets-tests numériques de Mason
2.1.2.6 Objet-test de Fallone
2.1.3 Conclusion sur les objets-tests physiques
2.2 Évaluation des différents critères de qualité à l’aide des méthodes classiques
2.2.1 Contrôle de qualité des outils de contourage, d’expansion automatique et de conformation des faisceaux
2.2.1.1 Contourage automatique
2.2.1.2 Expansions et érosions des volumes
2.2.1.3 Positionnement automatique de l’isocentre
2.2.1.4 Conformation automatique du collimateur
2.2.1.5 Conclusion sur le contrôle de qualité des outils de contourage, d’expansion et de conformation
2.2.2 Contrôle de qualité des outils de mise au point de la balistique d’irradiation
2.2.2.1 Rotation du collimateur
2.2.2.2 Incidence des faisceaux
2.2.2.3 Divergence des faisceaux
2.2.2.4 Dimensions des faisceaux
2.2.2.5 Marqueurs à la peau
2.2.2.6 Conclusion sur le contrôle de qualité des outils de mise au point de la balistique d’irradiation
2.2.3 Contrôle de qualité de la génération des radiographies digitales reconstruites (DRR)
2.2.3.1 Résolution en contraste des DRR
2.2.3.2 Résolution spatiale des DRR
2.2.3.3 Divergence du faisceau de projection des DRR
2.2.3.4 Incidence du faisceau de projection des DRR
2.2.3.5 Conclusion sur le contrôle des radiographies digitales reconstruites
2.2.4 Conclusion sur le contrôle individuel des critères de qualité
2.3 Conclusion
II Objets-Tests Numériques (OTN) pour le contrôle de qualité des systèmes de planification des traitements en radiothérapie
3 Méthodologie et concept d’Objet-Test Numérique
3.1 Concept général et intérêt des OTN
3.1.1 Les méthodes classiques de contrôles de qualité
3.1.1.1 Acquisition des objets-tests physiques à l’aide de l’imageur
3.1.1.2 Outils d’analyse
3.1.1.3 Conception et réalisation des objets-tests physiques
3.1.2 Concept général des objets-tests numériques
3.1.2.1 OTN volume
3.1.2.2 OTN faisceaux et structures
3.1.2.3 OTN d’entrée et de sortie
3.1.3 Conclusion : OTN versus OTP
3.2 Organisation des contrôles de qualité des TPS au moyen d’OTN
3.3 Les différentes classes d’OTN et les méthodes d’analyse associées
3.3.1 OTN images
3.3.1.1 Définition
3.3.1.2 Méthodes d’analyse
3.3.2 OTN structure
3.3.2.1 Définition
3.3.2.2 Méthodes d’analyse
3.3.3 OTN isocentre
3.3.3.1 Définition
3.3.3.2 Méthodes d’analyse
3.3.4 OTN collimateur
3.3.4.1 Définition
3.3.4.2 Méthodes d’analyse
3.3.5 OTN DRR
3.3.6 OTN incidence
3.3.7 OTN marqueur
– 5 –Table des matières
3.3.8 OTN dosimétriques
3.3.9 Autres types d’objets-tests
3.4 Conclusion
4 Caractéristiques des OTN destinés au contrôle de qualité des outils géométriques des systèmes de planification des traitements
4.1 Contrôle de qualité des outils de contourage, d’expansion automatique et de conformation des faisceaux
4.1.1 Définition des volumes utilisés
4.1.2 Contourage automatique
4.1.3 Expansions et érosions des volumes
4.1.4 Positionnement automatique de l’isocentre
4.1.5 Conformation automatique du collimateur
4.1.6 Contrôle de la chaîne globale ou partielle de planification
4.1.7 Conclusion sur le contrôle des outils de contourage et d’expansion automatiques et de conformation des faisceaux
4.2 Contrôle de qualité des outils de mise au point de la balistique d’irradiation129
4.2.1 Rotation du collimateur
4.2.1.1 Principe du test de qualité
4.2.1.2 Définition de l’objet-test
4.2.1.3 Choix des axes à utiliser
4.2.1.4 Quantification du résultat
4.2.2 Incidence des faisceaux
4.2.2.1 Principe du test de qualité
4.2.2.2 Définition de l’objet-test
4.2.2.3 Quantification du résultat
4.2.3 Divergence des faisceaux
4.2.3.1 Principe et définition de l’objet-test
4.2.3.2 Quantification du résultat
4.2.4 Dimensions des faisceaux
4.2.4.1 Principe et définition de l’objet-test
4.2.4.2 Quantification du résultat
4.2.5 Marqueurs à la peau
4.2.5.1 Principe et définition de l’objet-test
4.2.5.2 Quantification du résultat
4.2.5.3 Contrôles supplémentaires
4.2.6 Conclusion sur le contrôle des outils de mise au point de la balistique d’irradiation
4.3 Contrôle de qualité des radiographies digitales reconstruites
4.3.1 Méthodologie générale pour le contrôle de qualité des DRR
4.3.2 Résolution spatiale à haut contraste des DRR
4.3.2.1 Définition de l’objet-test
4.3.2.2 Étude d’une DRR pour la méthode des mires de résolution et obtention du résultat du test
4.3.2.3 Étude d’une DRR pour la méthode de la réponse impulsionnelle et obtention du résultat du test
4.3.2.4 Quantification de l’erreur pour le critère de la résolution spatiale
4.3.3 Résolution en contraste des DRR
4.3.3.1 Principe du test de qualité
4.3.3.2 Définition de l’objet-test
4.3.3.3 Évaluation de l’erreur
4.3.4 Incidence du faisceau de projection des DRR
4.3.4.1 Principe du test de qualité
4.3.4.2 Définition de l’objet-test
4.3.4.3 Étude d’une DRR et obtention du résultat du test
4.3.4.4 Quantification de l’erreur pour le critère de l’incidence de la DRR
4.3.5 Divergence du faisceau de projection des DRR
4.3.5.1 Principe du test de qualité
4.3.5.2 Définition de l’objet-test
4.3.5.3 Étude d’une DRR et obtention du résultat du test
4.3.6 Conclusion sur le contrôle de qualité des radiographies digitales reconstruites
4.4 Conclusion
III Validation des solutions de contrôle de qualité basées sur les objets-tests numériques
5 Outil de création des objets-tests numériques : OTNCreator
5.1 Procédure de génération d’un objet-test numérique complet aux formats DICOM : logiciel OTNCreator
5.1.1 Génération d’OTN de classe images au format DICOM 3.0
5.1.1.1 Première étape : conception de la scène continue
5.1.1.2 Seconde étape : discrétisation de la scène
5.1.1.3 Troisième étape : segmentation de la scène 3D en coupes
5.1.1.4 Fonctions d’altérations calibrées
5.1.1.5 Encodage et enregistrement des images au format DICOM
5.1.2 Quatrième étape : génération d’OTN structure et marqueur au format DICOM-RT Structure Set
5.1.2.1 Génération de structures de type polygone convexe
5.1.2.2 Génération de structures de type polygone concave
5.1.2.3 Génération de structures bifurquées
5.1.2.4 Génération de marqueurs
5.1.2.5 Encodage et enregistrement des structures et marqueurs dans un fichier DICOM-RT Structure Set
5.1.3 Cinquième étape : génération d’OTN collimateur, isocentre et incidence au format DICOM-RT Plan
5.1.4 Sixième étape : génération d’OTN dose au format DICOM-RT Dose
5.2 Stockage des objets-tests numériques
5.3 Protection des objets-tests numériques contre la copie
5.3.1 Mécanismes de tatouage visible de l’identité de l’OTN
5.3.1.1 Tatouages visibles sur les coupes DICOM
5.3.1.2 Protection contre la modification des coupes DICOM : calcul des empreintes
5.3.2 Mécanisme de tatouage « invisible » de l’identité de l’OTN .
5.3.3 Réaction des mécanismes de protection face à différents niveaux d’attaque
5.3.3.1 Copie simple des fichiers DICOM de l’OTN
5.3.3.2 Copie des fichiers de l’objet-test et du logiciel d’envoi associé
5.3.3.3 Suppression de la coupe contenant le nom du client acquéreur
5.3.3.4 Recadrage des images pour supprimer le code-client
5.3.3.5 Modification de la valeur des pixels des coupes
5.3.3.6 Réaction du tatouage « invisible » face à la modification de l’OTN
5.3.4 Conclusion sur les mécanismes de protection
5.4 Transfert d’objets-tests numériques
5.5 Conclusion
6 Évaluation des méthodes « OTN » de contrôle de qualité
6.1 Contourage automatique, d’expansion et de conformation des faisceaux
6.1.1 Contrôle de qualité des outils de contourage automatique par mé- thode de seuillage
6.1.1.1 Analyse de la sensibilité des outils de contourage
6.1.1.2 Analyse de la réaction des outils de contourage face à différentes formes géométriques
6.1.1.3 Analyse de la réaction des outils de contourage face à un objet bifurqué
6.1.1.4 Conclusion sur les tests de qualité des outils de contourage
6.1.2 Expansions et érosions automatiques
6.1.2.1 Expansions uniformes positives de 1 et 2 cm
6.1.2.2 Expansions uniformes négatives de 1 et 2 cm
6.1.2.3 Expansions non uniformes positive et négative de type 1
6.1.2.4 Expansions non uniformes positive et négative de type 2
6.1.2.5 Évitement d’une structure
6.1.2.6 Conclusion sur le contrôle des expansions automatiques
6.1.3 Positionnement automatique de l’isocentre
6.1.4 Conformation automatique du collimateur
6.1.5 Contrôle de qualité de la chaîne complète de conformation géomé- trique des faisceaux de traitement
6.1.6 Conclusion sur le contrôle de qualité des outils de contourage automatique, d’expansion et de conformation des faisceaux
6.2 Contrôle de qualité des outils de mise au point de la balistique d’irradiation186
6.2.1 Rotation du collimateur
6.2.2 Incidence des faisceaux
6.2.3 Divergence des faisceaux
6.2.4 Dimensions des faisceaux
6.2.5 Positionnement automatique des marqueurs à la peau
6.2.6 Conclusion sur le contrôle de qualité des outils de mise au point de la balistique d’irradiation
6.3 Contrôle de qualité des radiographies digitales reconstruites
6.3.1 Résolution spatiale à haut contraste des DRR
6.3.2 Résolution en contraste des DRR
6.3.3 Incidence du faisceau de projection des DRR
6.3.4 Divergence du faisceau de projection des DRR
6.3.5 Conclusion sur le contrôle de qualité des radiographies digitales reconstruites
6.4 Conclusion sur l’évaluation des méthodes de contrôle de qualité des systèmes de planification des traitements
Conclusions et perspectives
Annexes
A Format de stockage des images médicales
A.1 DICOM 3.0
A.1.1 Les attributs DICOM
A.1.1.1 Le Tag
A.1.1.2 La Value Representation
A.1.1.3 La Value Length
A.1.1.4 La Value
A.1.1.5 Exemples d’attributs DICOM
A.1.2 Le flux DICOM
A.1.3 Un modèle orienté objet
A.1.4 Unicité des fichiers et des services DICOM
A.2 DICOM-RT
A.2.1 DICOM-RT Structure Set
A.2.2 DICOM-RT Plan
A.2.3 DICOM-RT Image
A.2.4 DICOM-RT Dose
A.3 Repère DICOM
A.4 Conclusion sur la norme DICOM
B Test du t de Student
B.1 Application du test du t de Student
B.2 Valeurs critiques de la distribution du t de Student
C Résultats des contrôles de qualité
C.1 Contrôle de qualité des outils de contourage automatique, d’expansion et de conformation des faisceaux
C.1.1 Contourage automatique
C.1.1.1 Analyse de la sensibilité des outils de contourage
C.1.1.2 Analyse de la réaction des outils de contourage face à différentes formes géométriques
C.1.1.3 Analyse de la réaction des outils de contourage face à un objet bifurqué
C.1.2 Expansions et érosions automatiques
C.1.2.1 Expansion uniforme positive de 1 cm
C.1.2.2 Expansion uniforme positive de 2 cm
C.1.2.3 Expansion uniforme négative de 1 cm
C.1.2.4 Expansion uniforme négative de 2 cm
C.1.2.5 Expansion non uniforme positive de type 1
C.1.2.6 Expansion non uniforme négative de type 1
C.1.2.7 Expansion non uniforme positive de type 2
C.1.2.8 Expansion non uniforme négative de type 2
C.1.2.9 Évitement d’une structure
C.1.3 Positionnement automatique de l’isocentre
C.1.3.1 Positionnement au barycentre de la structure
C.1.3.2 Positionnement au centre du rectangle englobant la projection des contours sur la « beam eye view »
C.1.4 Conformation automatique du collimateur
C.1.4.1 Collimateur symétrique
C.1.4.2 Collimateur asymétrique
C.1.4.3 Collimateur MLC en X
C.1.5 Contrôle de qualité de la chaîne complète de la planification
C.1.5.1 Collimateur classique symétrique
C.1.5.2 Collimateur multi-lame en X
C.2 Contrôle de qualité des outils de mise au point de la balistique d’irradiation
C.2.1 Rotation du collimateur
C.2.1.1 Eclipse
C.2.2 Incidence des faisceaux
C.2.2.1 Eclipse
C.2.2.2 Advantage Sim
C.2.3 Divergence des faisceaux
C.2.3.1 Eclipse
C.2.3.2 Advantage Sim
C.2.4 Dimensions des faisceaux
C.2.4.1 Eclipse
C.2.4.2 Advantage Sim
C.2.5 Positionnement automatique des marqueurs à la peau
C.2.5.1 Comparaison avec le panel d’OTN de sortie, volume au bord des voxels externes
C.2.5.2 Comparaison avec le panel d’OTN de sortie, volume au centre des voxels externes
C.3 Contrôle de qualité des radiographies digitales reconstruites
C.3.1 Résolution spatiale à haut contraste des DRR
C.3.2 Résolution en contraste des DRR
C.3.2.1 Eclipse
C.3.2.2 Advantage Sim
C.3.3 Incidence du faisceau de projection des DRR
C.3.3.1 Eclipse
C.3.3.2 AdvantageSim
C.3.4 Divergence du faisceau de projection des DRR
C.3.4.1 Eclipse
C.3.4.2 Advantage Sim
Liste des publications
Bibliographie