Les principes de l’Imagerie par Résonance Magnétique

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Préparation d’un traitement par radiothérapie externe

Acquisition des données anatomiques

Le première étape d’une prise en charge lors d’un traitement en radiothérapie consiste à acquérir les structures anatomiques du patient. Cette étape peut ^etre séparée en deux parties : la premiére correspond à l’acquisition des données anatomiques proprement dite par diérentes modalités d’imagerie, et la seconde consiste à identier les volumes cibles et organes à risque. La planication de traitement, c’est-à-dire le calcul de dose, est réalisé principalement sur une série de coupes issues de scans ou de tomodensitométrie (obtenues par balayage de l’ensemble de l’anatomie du patient à l’aide d’un tube émetteur de rayons X). Elles sont réalisées en position de traitement avec contentions associées. La position d’acquisition choisie doit correspondre à la position de traitement et ^etre reproductible puisque le dép^ot d’énergie dans le corps se fait de maniére fractionnée. Des repéres radioopaques sont placés sur le patient lors de l’acquisition, ensuite marqués sur la peau du patient par tatouage ou sur les contentions elles-m^emes pour faciliter son repositionnement ultérieur.
Le scanner RX peut-^etre combiné à d’autres modalités d’imagerie pour la détermination des volumes cibles et organes à risque : combinaison du scanner RX avec des images issues de séquences d’acquisition IRM et de scans obtenus par Tomographie par Emission de Positons (TEP). Cette derniére modalité consiste en l’injection d’un traceur radioactif + (typiquement du 18F) qui va se xer sur du glucose (consommé en grande quantité par des cellules cancéreuses). Les positons créés par le traceur vont ensuite s’annihiler avec les électrons du milieu pour créer deux photons d’énergie proche de 511 keV, qui seront détectés selon le principe de la détection en concidence. Les photons sont émis simultanément dans deux directions opposées et cette simultanéité permet de remonter au point source, comme illustré sur la gure 1.2. Le contourage des organes et volumes tumoraux est eectué avec respect de normes imposées par l’ICRU, dans les rapports 50 et 83 [21]-[1].
Figure 1.2 : Illustration du principe de la détection en concidence : un positon, issu généralement d’un isotope émetteur + va s’annihiler avec un électron du milieu. Une paire de photons d’énergie semblable et de direction opposée se crée, et les détecteurs localisent le point d’émission gr^ace à ce phénoméne.
La gure 1.3 montre un exemple des diérences dues à l’utilisation de l’une ou l’autre de ces techniques d’imagerie, elles se complétent en eet toutes les deux car permettent une cartographie diérentes selon que les tissus sont de forte ou faible densité. La délinéation des organes à risques est découpée en 4 zones d’intér^ets : le Gross Tumor Volume (GTV) délimite le volume cible macroscopique. Une marge géométrique est ensuite ajoutée à cette zone et prend en compte la possible migration des cellules tumorales vers les tissus sains environnants, autrement dit de l’extension de la tumeur et est nommée le Clinical Target Volume (CTV). La troisiéme zone, l’Internal Target Volume (ITV) permet de prendre en compte le mouvement interne des organes. Elle est optionnelle d’une part dans les parties de l’anatomie immobiles lors d’un traitement (par exemple les tumeurs cr^aniennes), et d’autre part si on applique une contrainte mécanique sur le patient ou une synchronisation du traitement avec les mouvements respiratoires. Enn, due aux diérentes techniques de radiothérapie guidée par l’image que nous verrons plus tard, une derniére zone nommée le Planning Target Volume (PTV) permet de prendre en compte les incertitudes liées au repositionnement du patient.
Figure 1.3 : Comparaison de coupes obtenues avec un CT (à gauche) et une IRM (à droite). Les os sont plus visibles dans la coupe eectuée par CT, tandis que l’IRM permet de mieux diérencier les tissus mous.

Calcul de la distribution de dose

Pour simuler les dép^ots de doses des faisceaux ionisants dans les coupes anatomiques du patient, le radiothérapeute utilise un Systéme de Planication de Traitement (SPT). De nombreux paramétres sont pris en compte dans le but d’optimiser la délivrance de l’énergie dans la zone délimitée par le PTV : l’énergie des faisceaux, l’angle d’orientation des bras de l’accélérateur, la collimation des faisceaux… Les SPT vont donc permettre de déterminer la uence des particules idéale à délivrer, en orientant le faisceau selon plusieurs angles d’attaque, selon un processus d’optimisation inverse qui consistera à minimiser une fonction objectif correspondant à la diérence entre le résultat de la simulation du dép^ot de dose et les objectifs souhaités par organe et par volume cible. Les algorithmes de calcul de doses associés à ces SPT seront décrits dans la section 1.3. En plus de la simulation des cartographies de dose calculées par le SPT dans le patient, il est également possible d’accéder à des histogrammes de distribution de dose dans les organes contourés (Volumes cibles et OAR) plus connues sous le nom d’Histogramme Dose-Volume (HDV). Contr^ole qualité de la délivrance de dose
Aprés la validation de la dosimétrie par un bin^ome radiothérapeute et physicien médical, les paramétres de la ballistique retenus sont envoyés au poste de traitement par le biais de réseaux informatiques Record and Verify, selon la norme DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine). En paralléle de cela, on eectue aussi un contr^ole qualité des plans de traitement consistant à délivrer dans des fant^omes un plan de traitement identique à celui destiné au patient an de vérier la concordance entre dose calculée et mesurée sur ce m^eme fant^ome. On évalue de cette maniére la précision du SPT et la apacité à délivrer le bon niveau de dose souhaité avec l’accélérateur utilisé.

Techniques d’irradiation

La maniére de délivrer les faisceaux de particules a évolué au cours des années pour obtenir une meilleure conformation de la dose délivrée par les faisceaux aux volumes cibles.
La premiére d’entre elle, émergeant dans les années 90, est la Radiothérapie Conformationnelle en 3D (RC3D). Les accélérateurs de ce type délivrent les faisceaux par le biais d’un bras xe, et en sortie de l’accélérateur étaient placés des caches plombés puis des collimateurs multilames (MLC pour MultiLeaf Collimators) immobiles an de collimater primairement la uence des faisceaux. Celle-ci est délivrée, dans le cadre de la RC3D, de maniére homogéne, limitant la bonne conformation des isodoses au volume cible.
Apparaissant au début des années 2000, une évolution de cette technique est la Radioth érapie Conformationnelle avec Modulation d’Intensité (RCMI), dont les modalités sont décrites encore une fois dans le rapport international de l’ICRU 83. La particularité par rapport à la RC3D est l’avénement des outils algorithmiques d’optimisation des uences des faisceaux dont la délivrance est réalisée gr^ace aux MLC. Deux modes de délivrance sont disponibles : Step-And-Shoot, ou les lames adoptent un positionnement précis avant chaque tir, et Sliding Window, lors duquel les lames bougent pendant la délivrance m^eme du faisceau. Cette technique permet une meilleure conformation des isodoses aux volumes cibles et une meilleure épargne des organes à risque environnants comme par exemple montré sur la gure 1.4 représentant les résultats d’une simulation de dose déposée dans le cadre du traitement d’une tumeur gynécologique avec l’épargne du tissus digestif en RCMI.
Figure 1.4 : Comparaison de planications de traitement par RC3D (à gauche) et RCMI (à droite) sur des coupes axiales de tomodensitométrie pelvienne. L’utilisation de la RCMI permet de limiter l’irradiation de tissus sains. Image issue de la lettre [22].
La technique la plus récente est la Radiothérapie par Modulation Volumétrique (l’acronyme plus utilisé, VMAT, correspond à l’anglais Volumetric Modulated Arc Therapy).
Cette technique s’appuie, en plus de l’optimisation des uences des faisceaux par les MLC décrites précédemment en RCMI, sur un mode de délivrance non plus en bras xe mais sur la possibilité de combiner un ou plusieurs arcs (délivrance du faisceau alors que le bras de l’accélérateur décrit un mouvement), on parle alors d’Arcthérapie.

Radiothérapie adaptative guidée par l’image

La radiothérapie guidée par l’image (IGRT pour Image Guided RadioTherapy), développée dans les deux derniéres décennies [3]-[4]-[25], permet uniquement à son début le recalage de la position du patient sur la table de traitement sur la position déterminée lors de la planication initiale sur le SPT. En guise d’exemple, l’imagerie 2D portale kVkV plan permet uniquement un repositionnemment du patient à l’aide de deux imageries perpendiculaires, relevés par rayons X (exemple d’un imageur MV-kV plan, reposant sur le m^eme principe avec une plus haute énergie irradiante en gure 1.5). à noter que le contraste est moindre à haut niveau d’énergie pour les tissus mous compte tenu des coefficients d’atténuation massiques trop proches. Cette technique basée sur deux images RX planes ne permet pas d’obtenir de l’information volumétrique.
Figure 1.5 : Exemple d’un imageur MV-kV plan associé à un accélérateur Varian Clinac.
Or, la position et la taille de la tumeur peuvent évoluer entre le moment ou les images à visée de planication initiale sont acquises et le moment ou le traitement est délivré.
Typiquement, un traitement fractionné se déroule sur plusieurs semaines selon le type de tumeur traitée, à raison de plusieurs séances hebdomadaires. Bien que la position du patient est déterminée dés l’acquisition d’informations sur l’anatomie, de sorte à ce que la tumeur soit xée dans une position souhaitable, il est compliqué de prévoir l’évolution de celle-ci due à des mouvements respiratoires [23], de digestion [24] ou encore à la prise ou perte de poids du patient. La tumeur peut aussi grossir signicativement entre le temps d’acquisition des images et le traitement, pouvant altérer l’ecacité du traitement prescrit.
Le fait de pouvoir évaluer à chaque fraction délivrée l’évolution des volumes cibles et tissus sains, et donc les modications de dose délivrée du fait de ces évolutions ont amené les praticiens à adapter la ballistique au cours du traitement lui-m^eme. L’IGRT a donc mené à la notion de radiothérapie adaptative et guidée par l’image soit IGART pour Image Guided Adaptative RadioTherapy. Cette technique va permettre de corriger la maniére dont l’irradiation est délivrée en fonction de la déformation ou mouvement de la tumeur.
Deux techniques d’imageries développées récemment peuvent ^etre candidats pour pouvoir pratiquer de l’IGART : l’Imagerie Volumétrique par Faisceau Conique (ou Cone Beam Computed Tomography, CBCT) et l’IRM. Le premier permet d’obtenir une imagerie de qualité des tissus de haute densité du corps humain (e.g : os, dents…) par irradiation sous rayons X des parties souhaitées du corps d’un patient. L’irradiation est eectuée à l’aide d’un faisceau conique de rayons X d’énergie à hauteur d’environ 100 keV. Cette technologie est d’ores et déjà adoptée pour la radiothérapie guidée par l’image dans le contexte de repositionnement de patient et d’évaluation primaire de positionnement des volumes cibles et des organes. Cependant, son utilisation à des ns d’IGART conna^t plusieurs limitations : en eet, une irradiation supplémentaire du patient est eectuée à chaque prise d’image, ajoutant de la dose supplémentaire dans le patient. Ce supplément de dose limite la réalisation de scans trop fréquents, réduisant grandement la possibilité d’imagerie intrafractionnelle (autrement dit l’observation du mouvement des organes au cours d’un m^eme traitement). De m^eme, bien qu’ecace pour les tissus de hautes densité, l’imagerie des tissus mous est de moindre qualité, pouvant m^eme mener à des dicultés de diérenciation entre volumes tumoraux et organes ou tissus sains environnants. Enn, la taille du scan eectué par le CBCT ne couvre qu’une zone délimitée par la taille du champ t^ete-pied, celle-ci mesurant par exemple 16 cm au maximum pour le CBCT de Varian.
En comparaison, l’IRM est une technique d’imagerie médicale non invasive permettant d’obtenir des coupes de l’anatomie d’un patient avec un trés bon contraste, notamment concernant les tissus mous. Son principe sera détaillé dans la sous-section suivante, mais cette technologie s’appuie sur l’utilisation de champs magnétiques, n’ajoutant pas de rayonnement ionisant supplémentaire pour obtenir l’imagerie du patient. Ainsi, il est possible d’obtenir une imagerie interfractionnelle et intrafractionnelle de l’anatomie du patient. De m^eme, il est possible de prendre plusieurs plans de l’anatomie du patient an d’en faire une reconstitution entiére en 3D. Dans le cadre de notre étude, l’imagerie guidée considérée est basée sur l’IRM, les deux constructeurs de solutions hybrides IRM-Linac ne mettant à disposition qu’une délivrance des faisceaux basée sur la technique de radiothérapie RCMI, avec collimateurs multi-lames en mode Step-And-Shoot [1].

Table des matières

Introduction 
1 Contexte de l’étude et état de l’art 
1.1 Radiothérapie
1.1.1 Principe de la radiothérapie externe
1.1.2 Préparation d’un traitement par radiothérapie externe
1.1.3 Radiothérapie adaptative guidée par l’image
1.1.4 Rappels des principes de l’Imagerie par Résonance Magnétique
1.1.5 Radiothérapie guidée par IRM
1.2 Interactions Particules/Matière
1.2.1 Interaction des photons avec la matière
1.2.2 Interaction des électrons et des positons avec la matière
1.3 Systèmes de planication de traitement
1.3.1 Algorithmes de Type ‘a’
1.3.2 Algorithmes de Type ‘b’
1.3.3 Algorithmes de Type ‘c’
1.3.4 TPS et IRM-LINAC
1.3.5 Intér^et de l’utilisation d’un algorithme déterministe dans le cadre d’une application à une installation IRM-LINAC
2 Méthodes entropiques et effets magnétiques 
2.1 Présentation du modèle M1
2.2 Force de Lorentz et modèle M1
2.2.1 L’équation de Boltzmann
2.2.2 Le modèle M1
2.3 Sections efficaces dans le modèle M1 et paramètres numériques
2.4 Méthode de validation de modèles numériques de dép^ot de dose : le Gamma Index
3 Effet de la force de Lorentz sur la propagation et le dép^ot de dose des électrons
3.1 Influence d’un champ magnétique externe sur le dép^ot de dose des électrons
3.2 Analyse de la contribution des différents groupes d’énergie des électrons au dép^ot cumulé de dose
3.2.1 Faisceau d’électrons sans champ magnétique
3.2.2 Champ magnétique orthogonal à la propagation du faisceau d’électrons dans l’air
3.2.3 Champ magnétique orthogonal à la propagation du faisceau d’électrons dans l’eau
4 Effet de la force de Lorentz sur le dép^ot de dose d’un faisceau de photons 
4.1 Comparaisons numériques entre M1 et le code M-C FLUKA
4.1.1 Distribution de dose à travers un fant^ome homogène d’eau, avec et sans champ magnétique
4.1.2 Distribution de dose à travers un fant^ome homogène d’eau d’un faisceau de photons 6 MV
4.1.3 Distribution de dose à travers un fant^ome homogène d’os, sans champ magnétique
4.1.4 Distribution de dose à travers un fant^ome homogène de poumon, sans champ magnétique
4.1.5 Distribution de dose à travers un composition hétérogène d’eau et de poumon, avec et sans champ magnétique
4.1.6 Distribution de dose à travers un composition hétérogène d’eau et d’os, avec et sans champ magnétique
4.1.7 Variation de l’amplitude du champ magnétique en milieu hétérogène
4.1.8 Variation de l’orientation du champ magnétique en milieu hétérogène
4.1.9 Synthèse des simulations présentées
4.1.10 Etude qualitative de la propagation d’un faisceau de photons au travers d’un cr^ane, sous l’eet d’un champ magnétique orthogonal
4.2 Analyse de dép^ot de dose par groupe d’énergie
4.2.1 Faisceau de Photons sans champ magnétique externe
4.2.2 Faisceau de photons avec champ magnétique orienté perpendiculairement à l’axe de propagation, à travers un fant^ome d’air
4.2.3 Faisceau de photons avec champ magnétique orienté perpendiculairement à l’axe de propagation, à travers un fant^ome d’eau
4.2.4 Faisceau de photons sans et avec champ magnétique orienté perpendiculairement à l’axe de propagation, à travers un fant^ome d’eau comportant un insert de poumon
4.2.5 Faisceau de photons sans et avec champ magnétique orienté colin éairement à l’axe de propagation, à travers un fant^ome d’eau comportant un insert de poumon
5 Validation expérimentale du modèle M1 avec champs magnétiques 
5.1 Matériel et méthodes
5.1.1 Description du protocole
5.1.2 Fant^omes utilisés et montage expérimental
5.1.3 Initialisation du faisceau de photons
5.2 Comparaisons entre le modèle M1, le code Monte-Carlo et les acquisitions expérimentales, en milieu hétérogène sous l’influence d’un champ magnétique
5.2.1 Reproductibilité des mesures
5.2.2 Faisceau de photons de 6 MV au travers de la composition de fantomes eau-poumon-eau
Conclusion et perspectives 

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