Système d’imagerie de repositionnement (IGRT)

La radiothérapie 

En France 300 000 nouveaux cas de cancers sont diagnostiqués chaque année dont plus de la moitié sont traités par radiothérapie associée ou non à de la chirurgie et/ou de la chimiothérapie. La radiothérapie consiste à délivrer au volume tumoral une dose de rayonnement létale pour les cellules cancéreuses. Les doses engagées sont telles qu’elles sont, bien entendu également toxiques pour les cellules saines. En radiothérapie, la dose de rayonnement est délivrée au patient soit en implantant directement des sources radioactives au sein de la tumeur, on parle alors de curiethérapie, soit en utilisant une source de rayonnement située à l’extérieur du patient et on parle alors de radiothérapie externe. Pour cette dernière technique beaucoup plus répandue que la curiethérapie, la source est montée sur un statif tournant autour du patient ce qui permet de multiplier les incidences concentrant ainsi la dose délivrée dans le volume cible tout en réduisant autant que faire se peut la dose délivrée aux tissus sains situés en amont et en aval de la tumeur (Leibel et al. 1991). L’appareil de traitement le plus répandu dans ce cas est un accélérateur linéaire d’électrons. Cet appareil est celui qui a fait l’objet de nos travaux.

Les particules majoritairement utilisées sont soit des photons X de haute énergie, soit des électrons de haute énergie également. Les électrons étant des particules massiques et chargées, elles délivrent de la dose dès les premiers millimètres de tissus traversés. Ils sont donc idéals pour la curiethérapie ou pour la radiothérapie externe lorsque l’objectif est de traiter des tumeurs qui démarrent dès la peau ou encore en radiothérapie peropératoire. A l’opposé, les photons n’ayant ni une masse ni une charge traversent beaucoup plus facilement la matière. Par conséquent on les utilise pour traiter des tumeurs profondes. Enfin, en radiothérapie externe, la dose est délivrée au cours de multiples séances quotidiennes d’irradiation (20 à 40) pour permettre aux cellules saines inévitablement contenues dans les volumes irradiés de se réparer entre chacune des fractions. Bien sûre l’efficacité du traitement repose sur le fait que les cellules cancéreuses beaucoup moins bien organisées ne vont pas pour leur part se réparer entre chacune des séances d’irradiation.

Système d’imagerie de repositionnement (IGRT) 

L’usage le plus courant de l’IGRT consiste à mesurer la fluence du faisceau de traitement transmise au travers du patient pour créer une image portale 2D permettant d’évaluer les ajustements nécessaires au positionnement du patient. L’inconvénient majeur de cette image obtenue à haute énergie (MV) est la faiblesse de son contraste et le niveau de dose engagé pour la réaliser. Typiquement, le contraste qu’elle offre permet de distinguer faiblement les structures osseuses épaisses, les cavités aériennes et les limites du patient pour des doses délivrées au patient de l’ordre de 2 à 8 cGy, ce qui limite les possibilités de recourir quotidiennement à ce type d’image pour réajuster la position du patient avant de traiter.

L’utilisation d’un imageur embarqué basse énergie (kV) monté sur le statif de l’accélérateur permet d’obtenir avec des doses de rayonnement faibles de l’ordre de 1 à 2 mGy des images présentant un contraste comparable à celui obtenu en radiologie conventionnelle et donc très supérieur à celui des images haute énergie. Cet ensemble, constitué d’un tube à Rayons X et d’un capteur plan, contribue très efficacement à réaliser sous l’appareil de traitement un positionnement quotidien précis de repères osseux, de cavités aériennes ou éventuellement de marqueurs radio-opaques implantés directement dans la tumeur (Jaffray et al. 1999). Il est cependant démontré que, dans de nombreux cas, les tumeurs pour la plupart constituées de tissus mous, peuvent présenter des mouvements importants vis-à vis des repères osseux (Allison et al. 2006, Barker et al. 2004, Dawson and Jaffray 2007). Il serait donc intéressant dans bon nombre de situations de disposer sous l’appareil de traitement d’une imagerie tridimensionnelle du patient en position de traitement de contraste comparable à celui obtenu sur les images scanographiques de simulation virtuelle de manière à pouvoir recaler directement deux modalités d’imagerie comparables : le scanner de traitement sur le scanner de simulation, et d’appliquer le vecteur de recalage à la table de traitement pour repositionner le patient au plus proche de sa position de référence. Ce tomographe est obtenu en faisant tourner le dispositif précédent (tube RX et capteur plan) autour du patient. On parle alors de « Cone Beam CT » qui fournit de multiples coupes 2D jointives du patient en position de traitement et qui offre un contraste et une résolution spatiale proches de ceux rencontrés en scannographie RX classique au prix d’une dose engagée de quelques dizaines de cGy (Jaffray and Siewerdsen 2000, Jaffray et al. 2002, Oldham et al. 2005, Yin et al. 2005).

Stratégies de correction dans l’IGRT 

Disposant de cette imagerie 2D ou 3D de bonne qualité et possiblement utilisable au quotidien, différentes stratégies de repositionnement des patients sont envisageables. Elles sont généralement classées en deux catégories (Dawson and Sharpe 2006) : les procédures en temps réel ou en ligne (online) et les procédures en différé ou hors ligne (offline). L’approche « online » consiste à corriger à chaque séance d’irradiation la position du patient en fonction des images acquises avant de traiter. En général, dans ce cas des corrections simples sont appliquées pour compenser les écarts de positionnement du patient qui dépassent un seuil prédéfini. L’approche « offline » consiste à réaliser des acquisitions successives d’images sans intervention immédiate de manière à étudier les mouvements du volume cible entre les fractions, l’objectif étant de proposer des corrections qui seront appliquées pour le reste des séances d’irradiation.

Très souvent, les procédures en temps réel et différé sont mêlées ; le temps réel permettant de corriger à chaque séance d’irradiation le positionnement des repères osseux au moyen de 2 images planaires orthogonales et le temps différé mettant en œuvre une acquisition tomographique à chacune des premières séances d’irradiation afin d’étudier les mouvements des tissus mous vis-àvis des structures osseuses. Dans ce cas le traitement débute avec des faisceaux dont les limites sont réglées sur un volume planifié standard (PTV : Planning Tumor Volume) correspondant au volume tumoral « contouré » expansé au moyen de marges 3D correspondant aux mouvements moyens de la tumeur. Ces marges d’expansion dépendent des moyens de contention dont dispose le département de radiothérapie, du soin apporté par l’équipe paramédical dans le repositionnement du patient et bien entendu de la localisation et du type de la tumeur. Ces marges doivent faire l’objet d’une étude statistique engageant un nombre important de patients traités dans les mêmes conditions. L’étude des scanners de traitement obtenus pendant les premières séances permet par la suite de calculer un PTV spécifique au patient en « contourant » le volume sur chacun des scanners. Ce travail long et fastidieux permet de construire un PTV adapté au patient et correspondant à l’enveloppe des contours successifs. L’étude de (Yan et al. 2000) réalisée en technique IMRT a montré que la construction d’un PTV spécifique pour traiter un cancer de la prostate nécessite 5 scanners successifs dans le cas d’un traitement conformationnel sans modulation d’intensité et 10 scanners successifs si le traitement est réalisé en IMRT. D’autres stratégies de correction en ligne plus ambitieuse consistent à adapter immédiatement le plan de traitement avant de traiter. Celles-ci aboutissent à une plus grande réduction des erreurs géométriques que les stratégies hors ligne, mais au détriment de plus de temps et d’effort et d’une dose délivrée au patient pour l’imagerie nettement plus élevée. Ce type de stratégie doit donc être réservée à des tumeurs très proches d’organes à risque vital et/ou si la dose par séance est très élevée (traitement hypo-fractionné).

Contrôle de qualité en IGRT

Pour ne pas perdre tout le bénéfice du système, l’utilisation d’un dispositif d’imagerie de repositionnement en radiothérapie externe nécessite un programme d’assurance de qualité complet afin de surveiller et de maintenir ses performances initiales (Yoo et al. 2006, Bissonnette 2007). Ces tests doivent être effectués régulièrement et les défauts qu’ils révèlent doivent être corrigés avant toute nouvelle utilisation du système avec des patients (Kutcher et al. 1994). Ce programme d’assurance qualité peut être divisé en quatre parties : (1) vérification des dispositifs de sécurité, (2) contrôle de qualité des images, (3) contrôles géométriques, et (4) contrôles mécaniques (Yoo et al. 2006). Les tests des dispositifs de sécurité (anticollision, arrêt du tube en cas d’échauffement …) consistent à vérifier leur fonctionnement. Le contrôle de qualité image consiste à surveiller les paramètres fondamentaux décrivant la qualité des images obtenues avec le système : résolution spatiale, contraste, uniformité du signal, rapport signal sur bruit, linéarité du système, épaisseur de coupe, etc. Enfin les contrôles géométriques et mécaniques vérifient l’exactitude géométrique du système et sa stabilité mécanique.

Table des matières

INTRODUCTION
I.1. Système d’imagerie de repositionnement (IGRT)
I.1.1 Stratégies de correction dans l’IGRT
I.1.2 Contrôle de qualité en IGRT
Bibliographie
CHAPITRE 1 LE CONTRÔLE DE QUALITÉ D’IMAGEUR PORTAL EN RADIOTHÉRAPIE
1.1. Introduction
1.1.1. Imageur portal
1.2. Matériels et méthodes
1.2.1. Contrôles de qualité d’image
1.2.1.1. Prétraitement, recalage
1.2.1.1.1. Position du centre
1.2.1.1.2. Orientation
1.2.1.2. Résolution spatiale
1.2.1.3. Contraste bas niveau
1.2.1.3.1. Test de visibilité
1.2.1.3.2. Algorithme d’aide à la décision
1.2.1.4. Distorsions géométriques
1.2.1.5. Linéarité de la réponse du détecteur en fonction de la dose de rayonnement
1.2.1.6. Uniformité et homogénéité de la linéarité
1.2.1.7. Bruit
1.2.1.8. Rapport signal à bruit (SNR)
1.2.2. Contrôles géométriques
1.2.2.1. Taille du pixel
1.2.2.2. Taille du champ d’irradiation
1.2.3. Contrôles mécaniques
1.2.3.1. Jeu mécanique statif
1.2.3.2. Jeu mécanique vertical, distance source-imageur
1.3. Résultats
1.3.1. Contrôles de qualité image
1.3.2. Contrôles géométriques
1.3.3. Contrôles mécaniques
1.4. Discussions
1.4.1. Contrôles de qualité image
1.4.2. Contrôles géométriques
1.4.3. Contrôles mécaniques
1.5. Conclusions
Bibliographie
CHAPITRE 2 MODE 2D-KV, OBJET-TEST LEEDS TOR18FG
2.1. Introduction
2.1.1. Imageur embarqué basse énergie
2.2. Matériels et méthodes
2.2.1. Contrôles de qualité image
2.2.1.1. Prétraitement, recalage
2.2.1.1.1. Recherche du centre de la mire
2.2.1.1.2. Détection automatique de l’orientation du fantôme
2.2.1.2. Distorsions géométriques
2.2.1.3. Contraste bas niveau
2.2.1.3.1. Critère de visibilité
2.2.1.3.2. Algorithme d’aide à la décision
2.2.1.4. Contraste à haut-niveau
2.2.1.5. Résolution spatiale
2.2.1.6. Homogénéité
2.2.1.7. Bruit
2.2.1.8. Rapport signal à bruit (SNR)
2.2.2. Contrôle géométriques
2.3. Résultats
2.3.1. Contrôles de qualité image
2.4. Discussions
2.4.1. Contrôles de qualité image
2.5. Conclusions
Bibliographie
CHAPITRE 3 MODE 3D-KV
3.1. Introduction
3.1.1. Acquisition « Cone Beam »
3.2. Matériels et méthodes
3.2.1. CTP404
3.2.1.1. Pré traitement
3.2.1.1.1. Position du centre
3.2.1.1.2. Orientation
3.2.1.2. Epaisseur de coupe et profil de sensibilité
3.2.1.3. Taille du pixel
3.2.1.4. Distorsions géométriques
3.2.1.5. Effet de volume partiel
3.2.1.6. Linéarité du signal ou sensitométrie
3.2.2. CTP401
3.2.3. CTP591
3.2.3.1. Prétraitement
3.2.3.1.1. Position du centre
3.2.3.1.2. Orientation
3.2.3.2. Epaisseur de la coupe
3.2.4. CTP528 Bis
3.2.4.1. Prétraitement
3.2.4.1.1. Position du centre
3.2.4.1.2. Orientation
3.2.4.2. Résolution spatiale
3.2.5. CTP528
3.2.5.1. Prétraitement
3.2.5.1.1. Position du centre
3.2.5.1.2. Orientation
3.2.5.2. Résolution spatiale
3.2.6. CTP515
3.2.6.1. Prétraitement
3.2.6.1.1. Position du centre
3.2.6.1.2. Orientation
3.2.6.2. Contraste bas-niveau
3.2.7. CTP486
3.2.7.1. Prétraitement
3.2.7.1.1. Position du centre
3.2.7.1.2. Orientation
3.2.7.2. Homogénéité
3.2.7.3. Bruit
3.2.7.4. Uniformité
3.3. Résultats
3.3.1. CTP404
3.3.2. CTP528 bis
3.3.3. CTP528
3.3.4. CTP515
3.3.5. CTP486
3.4. Discussions
3.4.1. CTP404
3.4.2. CTP528 bis
3.4.3. CTP528
3.5. Conclusions
Bibliographie
CHAPITRE 4 CONTRÔLES MÉCANIQUES
CONCLUSION

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