Soutenance mémoire
Avec près de 10 millions de décès en 2020 [1], le cancer est la deuxième cause de mortalité dans le monde derrière les maladies cardiovasculaires. Pour l’année 2018 en France, près de 382 000 nouveaux cas ont été détectés et 157 400 décès recensés, faisant du cancer la première cause de mortalité au niveau national [2]. Parmi l’arsenal thérapeutique à disposition, la radiothérapie est proposée à près de deux tiers des patients. Elle utilise des rayonnements ionisants de façon contrôlée et ciblée afin de détruire les cellules malades, tout en minimisant l’irradiation des tissus sains avoisinants, l’objectif étant de contribuer au contrôle ou à la guérison de la maladie. L’interaction du rayonnement avec la matière induit un échange d’énergie. En 1953, la Commission Internationale des Unités et mesures Radiologiques (ICRU) introduit le concept de dose absorbée [3]. Elle s’exprimera à partir de 1975 [4] en gray (Gy), et traduit le dépôt d’énergie par unité de masse par le rayonnement (1 Gy = 1 J/kg). En radiothérapie, la grandeur physique d’intérêt est la dose absorbée dans l’eau en un point, le choix du milieu étant en lien avec ses propriétés physiques proches des tissus biologiques.
Le Laboratoire National Henri Becquerel (LNHB), laboratoire national de métrologie des rayonnements ionisants, s’attache à développer, conserver et améliorer les étalons nationaux dans le domaine de la dosimétrie. Ces dosimètres dits primaires (calorimètres) permettent par définition une mesure directe de la grandeur d’intérêt sans étalonnage dans cette dernière. Ils sont cependant complexes et ne présentent pas la flexibilité d’utilisation nécessaire pour un usage simple en milieu hospitalier. En ce sens, le LNHB s’assure également du transfert de ses références dosimétriques nationales vers les utilisateurs au moyen de l’étalonnage de dosimètres dits de transfert et qui sont le plus souvent des chambres d’ionisation.
Les références dosimétriques primaires pour les photons de haute énergie sont établies dans un champ carré de 10 cm de côté, selon les protocoles dosimétriques internationaux publiés il y a plus de deux décennies [5,6]. Les évolutions technologiques en radiothérapie ont depuis ouvert la voie d’une part à une utilisation croissante de faisceaux de petites dimensions pouvant attendre quelques millimètres, et d’autre part vers l’hypo-fractionnement, c’est-à-dire l’administration d’une dose de rayonnement plus importante en un nombre de séances réduit. Ces modalités de traitement sont rassemblées sous le vocable de radiothérapie stéréotaxique. La radiothérapie stéréotaxique présente l’avantage de pouvoir personnaliser davantage les traitements en réalisant des distributions de dose hétérogènes et adaptées à la forme du volume à traiter, tout en diminuant significativement la dose reçue par les tissus sains. En contrepartie, cela conduit à éloigner de façon significative les conditions cliniques des conditions dans lesquelles sont établies les références dosimétriques primaires et s’accompagne d’une augmentation de l’incertitude sur la dose délivrée au patient.
Des références dosimétriques à la dose au patient
Chaîne de traçabilité métrologique
La traçabilité métrologique de la dose délivrée aux patients en radiothérapie externe est une exigence réglementaire [23]. Elle est assurée au travers des cinq étapes suivantes :
1- L’établissement de références primaires en dose absorbée dans l’eau en un point dans les conditions de référence ;
Les conditions de référence pour les faisceaux de photons de hautes énergies délivrés par un accélérateur linéaire sont définies par les protocoles dosimétriques internationaux (IAEA TRS 398 [5] ou AAPM TG-51 [6]) et sont essentiellement les suivantes :
– Champ carré de 10 cm de côté, défini à 100 cm de la source ;
– Distance Source-Détecteur de 100 cm ;
– 10 cm de profondeur dans un fantôme d’eau.
2- Le transfert de ces références aux services de radiothérapie via l’étalonnage de dosimètres de transfert, en général des chambres d’ionisation ;
3- La caractérisation de chaque faisceau de l’accélérateur linéaire, qui consiste :
a. D’une part à l’étalonnage du faisceau : Les accélérateurs linéaires possèdent une chambre d’ionisation à transmission, dite chambre moniteur, placée dans le faisceau entre la source et les paires de mâchoires. La lecture de cette chambre moniteur est exprimée en Unités Moniteurs (UM) qui, après étalonnage grâce au dosimètre de transfert, sera rapportée à la dose absorbée en un point dans un fantôme d’eau, c’est-à-dire Dw par Unité Moniteur (Gy UM-1 ). Il est d’usage d’ajuster les paramètres du faisceau tel que 100 UM = 1 Gy dans les conditions de référence ;
b. D’autre part à sa recette (ou « Commissioning ») : pour effectuer les calculs de distributions de dose, le logiciel de planification de traitements (TPS) a besoin d’un certain nombre de données d’entrée afin de caractériser correctement la source et de créer son modèle de calcul. Des mesures de rendements en profondeur, de profils de dose, et de facteurs d’ouverture du collimateur (FOC) sont ainsi effectuées pour chaque faisceau. Une erreur à ce niveau générera une erreur systématique pour l’ensemble des patients, la qualité des données d’entrée est donc primordiale.
4- La création de la balistique de traitement (énergie, angulations et formes de faisceaux) selon les spécifications thérapeutiques du radiothérapeute fondées sur l’analyse de l’imagerie du patient. Cette étape de planimétrie consiste à calculer la distribution de dose dans le patient, et de l’optimiser pour répondre à la prescription. De plus, elle permet de calculer la durée de l’irradiation (le nombre d’UM) pour que le traitement délivré corresponde à la distribution calculée. Cette étape va donc directement être impactée par la qualité des mesures dans les petits faisceaux effectués à l’étape précédente ;
5- La délivrance du traitement au patient.
L’exactitude de la dose délivrée contribue ainsi directement à la réussite du traitement pour chaque patient. A partir de ces considérations, l’ICRU mentionne dès 1976 la nécessité d’avoir une incertitude délivrée sur le volume cible de 5 % [26]. Ces exigences d’exactitude étaient partiellement fondées sur les informations cliniques et les procédures disponibles à l’époque. En plus des changements technologiques et des progrès des équipements, de nouvelles données ont été publiées à partir d’études cliniques utilisant de nouvelles technologies. Sur cette base, les exigences d’exactitude en radiothérapie ont été récemment révisées [27,28], avec une incertitude recherchée entre 3.5 % et 5 % (k = 1). Afin d’atteindre cet objectif, un effort doit être fait pour réduire l’incertitude dès la référence primaire et l’étalonnage des dosimètres de transfert, constituant les deux premiers maillons de la chaîne de traçabilité où le LNHB intervient.
Mise en œuvre des références primaires : état de l’art au LNHB
Description générale de la calorimétrie
La calorimétrie est la meilleure technique pour mesurer de façon absolue la dose absorbée pour les photons et électrons de hautes énergies. Elle repose sur une mesure de l’élévation de température d’un matériau suite au dépôt d’énergie communiquée par le rayonnement à la matière. La quantité de chaleur mesurée n’est cependant rigoureusement égale à l’énergie communiquée que si aucun défaut de chaleur ne se manifeste dans le matériau considéré. Dans certains milieux en effet, les rayonnements ionisants peuvent être à l’origine de réactions physico-chimiques produisant ou absorbant de la chaleur. Des précautions supplémentaires doivent alors être prises afin de s’assurer que l’élévation de température soit réellement représentative de l’énergie déposée. Deux catégories de calorimètres peuvent être utilisés comme étalon primaire de dose absorbée : les calorimètres eau et graphite, permettant de disposer de deux voies indépendantes pour mesurer la dose absorbée de façon absolue. L’eau étant le milieu de référence en radiothérapie, le calorimètre eau permet une mesure directe de la dose absorbée dans le milieu d’intérêt. Le choix du graphite repose sur ses propriétés intrinsèques : une absence de défaut de chaleur, un matériau proche des tissus biologiques de par sa composition chimique et son numéro atomique, des qualités mécaniques favorables à un usinage de « précision », un maintien de ses caractéristiques géométriques sous l’effet des rayonnements, ainsi qu’une très bonne diffusivité thermique (de l’ordre de 1 cm² s-1 ) permettant une mesure quasi-instantanée.
Fort de plus de 40 ans d’expérience dans la fabrication et la mise en œuvre de calorimètres, le LNHB disposait historiquement de références dosimétriques nationales en dose absorbée dans l’eau en un point à partir de mesures par calorimétrie graphite. Il y a une dizaine d’années, le laboratoire s’est diversifié en développant la calorimétrie eau [29], permettant de disposer d’un moyen complémentaire à la calorimétrie graphite pour consolider les références nationales.
Calorimétrie graphite
Le calorimètre graphite est un calorimètre solide constitué de trois corps concentriques assemblés en poupées russes : l’absorbeur, l’écran et le manteau, le tout suspendu à l’intérieur d’un quatrième corps, le bloc, du même matériau de référence et de dimensions beaucoup plus importantes que les autres corps. L’absorbeur est la partie sensible du dosimètre et la plus interne à celui-ci : c’est dans ce corps qu’est mesurée l’élévation de température induite par l’irradiation. Sa masse doit être parfaitement connue et doit tenir compte des impuretés (colle, thermistances…) afin de pouvoir remonter à la valeur de la dose moyenne absorbée dans cet élément.
Afin de minimiser les phénomènes de transferts de chaleur (par conduction, convection et rayonnement) entre les constituants du calorimètre et avec son environnement extérieur, diverses solutions sont mises en œuvre. La structure en poupées russes, où les trois corps sont en suspension et isolés les uns des autres, est la plus optimale pour minimiser les échanges thermiques. Les différents corps sont maintenus via des fils de soie ou des tubes de Kapton très fins qui sont faiblement conducteurs de chaleur, permettant de maintenir chaque élément en suspension et d’éviter le contact direct entre les corps. Dans les interstices ainsi créés, un vide de l’ordre de 10⁻³ Pa, dit « secondaire », est maintenu avec un groupe de pompage. Ce dernier est constitué d’une pompe primaire sèche à spirales et d’une pompe secondaire turbo moléculaire à paliers magnétiques. Les fuites thermiques par convection, prépondérantes à la pression atmosphérique, deviennent alors négligeables. Pour réduire les fuites par rayonnement, l’émissivité des pièces a été réduite en les recouvrant de films en mylar aluminisé sur les faces internes et externes de l’écran, du manteau et sur les parties du bloc faisant face au manteau. Aucun traitement n’est appliqué sur l’absorbeur pour ne pas introduire d’impuretés supplémentaires dans l’élément sensible.
Les mesures des résistances des thermistances sont effectuées au moyen de ponts de Wheatstone. Le pont de Wheatstone est un montage électrique à quatre branches composé de la thermistance de mesure, de deux résistances connues, et d’une résistance variable. L’irradiation va induire une tension de déséquilibre du pont, mesurée à l’aide d’un nanovoltmètre.
Au total, trois ponts de Wheatstone sont câblés et sont à disposition selon le mode de fonctionnement choisi : le pont « absorbeur », le pont de contre-réaction thermique entre l’absorbeur et l’écran, et le pont « manteau ». Les calorimètres graphite du LNHB sont en effet réalisés pour opérer selon deux modes de fonctionnement : le mode « à température constante » [30] et le mode « quasi-adiabatique » :
– En mode température constante, les trois corps sont maintenus à température fixe à l’aide des thermistances de chauffage par apport d’énergie dissipée par effet Joule. Sous irradiation, la puissance thermique induite par le faisceau est compensée par une diminution de la puissance électrique envoyée dans les trois corps. La puissance du faisceau est alors la différence entre la puissance électrique nécessaire pour maintenir la température constante en l’absence et au cours de l’irradiation ;
– En mode quasi-adiabatique, un système d’asservissement de la température de l’écran à celle de l’absorbeur est mise en place permettant à la température de l’ensemble de croître de façon continue au long des irradiations et d’annuler les fuites thermiques entre les deux corps. A la fin de la série de mesures, la contre réaction est stoppée et les éléments retournent à leur température d’équilibre. Ce retour à l’équilibre est relativement long (une dizaine d’heures), du fait de la bonne isolation thermique. Ce fonctionnement limite également le nombre de points de mesures consécutifs possible, afin d’arriver à assurer correctement la contre réaction thermique. C’est ce mode de fonctionnement qui a été utilisé pour réaliser les mesures calorimétriques présentées dans ce travail.
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Table des matières
INTRODUCTION
CHAPITRE 1 : NECESSITE DE NOUVELLES REFERENCES DOSIMETRIQUES ADAPTEES
I.1 DES REFERENCES DOSIMETRIQUES A LA DOSE AU PATIENT
Chaîne de traçabilité métrologique
Mise en œuvre des références primaires : état de l’art au LNHB
Description générale de la calorimétrie
Calorimétrie graphite
Références primaires par calorimétrie graphite en champ large
Formalisme classique de dose absorbée dans l’eau en un point Dw
Dosimétrie de référence en milieu hospitalier
I.2 VERS UNE RUPTURE DE TRAÇABILITE METROLOGIQUE EN PETITS CHAMPS
Evolution des techniques de radiothérapie
Radiothérapie conformationelle avec modulation d’intensité (RCMI)
Radiothérapie stéréotaxique
I.2.1.2.1 Gamma Knife® (Elekta, Stockholm, Sweden)
I.2.1.2.2 Cyberknife® (Accuray, Sunnyvale, CA, USA)
I.2.1.2.3 ZAP-X® (ZAP Surgical Systems, CA, USA)
Utilisation des faisceaux FFF
Dans le futur : flash-thérapie (FLASH-RT)
Problématique de la mesure en petits champs
Définitions
Introduction d’un nouveau formalisme
I.2.2.2.1 Dosimétrie de référence
I.2.2.2.2 Facteurs d’ouverture du collimateur (FOC)
Limitations de l’utilisation du protocole IAEA TRS 483 associée aux FOC
I.2.2.3.1 Des facteurs de correction universels pour un FOC unique
I.2.2.3.2 Variabilité des données et incertitudes annoncées
I.2.2.3.3 Nécessité de mises à jour régulières
I.3 UTILISATION D’UNE NOUVELLE APPROCHE : LE PRODUIT DOSE-SURFACE (DAP)
Généralités
Formalisme DAPw
Utilisation pratique
I.4 ESTIMATION DES INCERTITUDES
I.5 CONCLUSION DU CHAPITRE 1
CHAPITRE 2 : ETABLISSEMENT DE REFERENCES PRIMAIRES POUR LES PETITS CHAMPS EN DAPW
II.1 PRINCIPE
II.2 INSTRUMENTS DE MESURES
Calorimètre graphite GR11
Chambres d’ionisation plates DAP
Fonctionnement d’une chambre d’ionisation
Description de la chambre plate DAP
Construction
Mesures de caractérisation
II.2.2.4.1 Stabilité et mouvement propre
II.2.2.4.2 Paliers en tension
II.2.2.4.3 Correction de polarité kpol
II.3 DISPOSITIF EXPERIMENTAL
Chaîne d’acquisition calorimétriquee
Chaîne d’acquisition ionométrique
Alignement et centrage des collimateurs
Monitorage
II.4 SIMULATIONS MONTE-CARLO DE L’ACCELERATEUR TRUEBEAM EN 6 MV FFF
Motivations
Présentation générale du code EGSnrc
Géométrie de l’accélérateur
Paires de mâchoires
Collimateurs circulaires
Gestion du terme source
Techniques de réduction de variance
Directional Bremsstrahlung Splitting (DBS)
Range Rejection (RR)
Paramètres de transport
Etape d’ajustement du faisceau 6 MV FFF
Recherche des paramètres physiques des électrons initiaux
en champ 10 x 10 cm²
Ajustement en petits champs
II.4.7.2.1 Champs circulaires
II.4.7.2.2 Champs carrés
Synthèse
II.5 MESURES
Mesures calorimétriques
Facteur de transfert graphite-eau
Facteur de correction d’impuretés ki
Mesures ionométriques
Correction de polarité kpol
Correction de recombinaison krec
Correction d’intégrale surfacique kint
Bilan d’incertitudes ionométriques
II.6 DETERMINATION DES COEFFICIENTS D’ETALONNAGE NDAP,W
II.7 DISCUSSION
II.8 CONCLUSION DU CHAPITRE 2
CHAPITRE 3 : ETUDE DU TRANSFERT DES REFERENCES
III.1 GENERALITES
III.2 DEVELOPPEMENT D’UN SYSTEME OPTIQUE POUR LA LECTURE DES FILMS RADIOCHROMIQUES
Généralités sur les films radiochromiques dosimétriques
Moyens de lecture actuels et limitations
Présentation du nouveau système optique
Source plane de lumière rouge
Objectif bi-télécentrique
Caméra sCMOS
III.2.3.3.1 Efficacité quantique de détection et sensibilité spectrale
III.2.3.3.2 Plage dynamique
III.2.3.3.3 Linéarité
III.2.3.3.4 Variation de la sensibilité inter-pixels
III.2.3.3.5 Bruit photonique
III.2.3.3.6 Courant d’obscurité
III.2.3.3.7 Signal d’offset et bruit de lecture
III.2.3.3.8 Bruit de quantification 129
III.2.3.3.9 Rapport signal sur bruit (RSB)
Pré-traitement d’images
Contenu d’une image Brute
Suppression des signaux indésirables
Réduction du bruit par compositage d’images
III.2.4.3.1 Compositage par moyenne
III.2.4.3.2 Compositage par médiane
III.2.4.3.3 Comparaison pratique des deux méthodes
Formalisme général
Mesures de densités optiques et application aux films
Protocole d’acquisition des images
III.2.5.1.1 Réglage de la mise au point
III.2.5.1.2 Linéarité du système optique et détermination du temps d’exposition
III.2.5.1.3 Acquisition des images
III.2.5.1.4 Intérêt de la double lecture
III.2.5.1.5 Recalage géométrique des films
III.2.5.1.6 Synthèse
Caractérisation du système
III.2.5.2.1 Répétabilité
III.2.5.2.2 Reproductibilité
III.2.5.2.3 Stabilité
III.2.5.2.4 Fonction de Transfert de Modulation (FTM)
III.2.5.2.5 Influence de l’orientation du film
Comparaison partielle des performances par rapport au scanner
III.2.5.3.1 Mesure de profils
III.2.5.3.2 Mesure de densités optiques
III.3 ETUDE DE L’APPROCHE DOSE EN UN POINT A PARTIR DES FILMS
Préparation des films
Etablissement de la courbe d’étalonnage
Incertitudes sur les grandeurs d’entrée
Courbe d’étalonnage
Mesures par films
Evaluation des incertitudes
Résultats
Discussion
Comparaison avec le microdiamant et les calculs Monte-Carlo
Microdiamant (PTW 60019)
III.3.4.1.1 FOC
III.3.4.1.2 Correction de profil kprof
FOC Monte-Carlo
Résultats
III.4 ETUDE DE L’APPROCHE DOSE EN UN POINT A PARTIR DE DETECTEURS PONCTUELS UNIQUEMENT (ICO (ANGERS))
III.5 DISCUSSION GENERALE
CONCLUSION
BIBLIOGRAPHIE
