Memoire Phy

DdicacesDdicacesDdicacesDdicaces

Je ddie ce modeste travail :

A mes parents .Aucun hommage ne pourrait tre la hauteur de

lamour Dont ils ne cessent de me combler. Que dieu leur procure

bonne sant et longue vie.

A celui que jaime beaucoup et qui ma soutenue tout au long de

ce projet : mon fianc ABDERRAHIMABDERRAHIMABDERRAHIMABDERRAHIM, et bien sur A mes frres

AMINEAMINEAMINEAMINE et DAHMANE, DAHMANE, DAHMANE, DAHMANE, sans oubli ma grand-mre et mes

beaux-parents que jaime.

A toute ma famille, et mes amis,

A mon binme KARIMAKARIMAKARIMAKARIMA et toute la famille BOUSBOUSBOUSBOUSSSSSADADADAD.

Et tous ceux qui ont contribu de prs ou de loin pour que ce

projet soit possible, je vous dis merci.

SOUSOUSOUSOUSOUSOUSOUSOU

DdicacesDdicacesDdicacesDdicaces

A lhomme de ma vie, mon exemple ternel, mon soutien moral et

source de joie et de bonheur, celui qui sest toujours sacrifi pour

me voir russir, que dieu te garde dans son vaste paradis, toi

mon pre.

A la lumire de mes jours, la source de mes efforts, la flamme de

mon cur, ma vie et mon bonheur ; maman que jadore.

Aux personnes dont jai bien aim la prsence dans ce jour,

tous mes frres et mes surs, mes nices Rania et Nour El

Houda, et mes neveux Wail, Habib et Mouhamed, je ddie ce

travail dont le grand plaisir leurs revient en premier lieu pour

leurs conseils, aides, et encouragements.

Aux personnes qui mont toujours aid et encourag, qui taient

toujours mes cts, et qui mont accompagnaient durant mon

chemin dtudes suprieures, mes aimables amis, collgues dtude,

et frres de cur, toi Leila, Ali et Wahida.

BOUSSAIDBOUSSAIDBOUSSAIDBOUSSAID KARIMAKARIMAKARIMAKARIMA

RemerciementRemerciementRemerciementRemerciement

On remercie dieu le tout puissant de nous avoir donn la sant et

la volont dentamer et de terminer ce mmoire.

Tout dabord, ce travail ne serait pas aussi riche et naurait pas

pu avoir le jour sans laide et lencadrement de

Mr M.Mr M.Mr M.Mr M. BOUROUINABOUROUINABOUROUINABOUROUINA, on le remercie pour la qualit de son

encadrement exceptionnel, pour sa patience, sa rigueur et sa

disponibilit durant notre prparation de ce mmoire.

Nos remerciement sadresse Mr B.Mr B.Mr B.Mr B. HATALIHATALIHATALIHATALI pour son aide

pratique et son soutien moral et ses encouragements.

Nous sommes conscientes de lhonneur que nous a fait Mr Mr Mr Mr

K.K.K.K. MEGUENI MEGUENI MEGUENI MEGUENI en tant prsident du jury et Mr MERADMr MERADMr MERADMr MERAD

davoir accept dexaminer ce travail.

On remercie aussi Mr A.Mr A.Mr A.Mr A. CHIKHCHIKHCHIKHCHIKH et MlleMlleMlleMlle I.I.I.I. YAHOUNIYAHOUNIYAHOUNIYAHOUNI pour

leurs aides et leurs encouragements.

Nos remerciement sadresse galement tout nos professeurs pour

leurs gnrosits et la grande patience dont ils ont su faire preuve

malgr leurs charges acadmiques et professionnelles.

Nos profonds remerciements vont galement toutes les

personnes qui nous ont aids et soutenue de prs ou de loin

principalement tous leffectif du service de radio thrapie du

C.A.C dOran.

Rsum et Abstract 2011

RsumRsumRsumRsum

Les techniques classiques de traitement dans le cancer des VADS et les cancers de seins utilisent plusieurs isocentre pour le positionnement des diffrents faisceaux de traitement. Les incertitudes de positionnement de chacun de ces isocentres ont pour consquences des problmes de reproductibilit de jonction entre les diffrents faisceaux de traitement. Lutilisation dun isocentre de traitement unique permet de maitriser ces jonctions et autorise un positionnement unique pour tous les champs de traitement. Les procdures de simulation virtuelle peuvent varier en fonction des choix et des possibilits dorganisation des services. Elles se font en temps rel, avec dtermination directe de lisocentre au scanner ou en temps diffr avec positionnement de lisocentre en simulation ou sous lappareil de traitement.

Ce travail de thse propose dtudier la technique mono isocentrique dans les cancers des VADS et les cancers du sein, et vrifier les angles des filtres en coins virtuels afin dappliquer ces derniers pour les diffrentes tailles de champs des faisceaux de photon de haute nergie (6MV ,18 MV) de lacclrateur linaire de particule Primus (Siemens), en utilisant un milieu de rfrence qui est un fantme de plexiglas une distance source-surface 100cm. Cette ralisation a t faite au sein du service de radiothrapie Emir AEK dOran.

AbstractAbstractAbstractAbstract Conventional techniques of treatment in head and neck cancer and breast cancer using multiple isocenter for the positioning of the different treatment beams. Uncertainties positioning of each of these isocenters are consequences of the problems of reproducibility of junction between the different beams of treatment. The use of a single isocenter treatment can master these junctions and allows a unique positioning for all treatment fields. Virtual simulation procedures may vary depending on the choices and opportunities for organization of services. They are done in real time, direct determination of the isocenter on CT or delayed with positioning of the isocenter in simulation or in the treatment apparatus.

This thesis proposes to study the mono isocentric technique in head and neck cancers and breast cancers, and check the angles of the virtual wedge in order to apply these

Rsum et Abstract 2011

to the different sizes of fields of photon beams of high energy (6mV, 18 MV) linear accelerator particle Primus (Siemens), using a reference medium which is a ghost of a plexiglas source-surface distance 100cm. This achievement was made in the radiotherapy department AEK Emir of Oran.

Sommaire 2011

Sommaire

Introduction gnrale ............................................................................................... 1

Chapitre I: Interaction Des Rayonnement Matire

I.1. Introduction ......................................................................................................... 3

I.2. Dfinition et classification des rayonnements ionisants ..................................... 3

I.3. Interaction des particules avec la matire ........................................................... 5

I.3.1. Interaction des particules charge avec la matire ...................................... 6

I.3.1.1. Interaction des lectrons avec la matire .............................................. 6

I.3.2. Interaction des particules charges lourds avec la matire .......................... 8

I.3.3. Interaction des neutrons avec la matire ...................................................... 9

I.3.3.1. Absorption des neutrons ....................................................................... 9

I.3.3.2. Diffusion des neutrons ....................................................................... 10

I.3.4. Les caractristiques de ces interactions ..................................................... 10

I.3.4.1. Le pouvoir d'arrt linaire .................................................................. 10

I.3.4.2. Transfert Linique dnergie .............................................................. 11

I.3.4.3. Parcours des rayonnements lectroniques .......................................... 12

I.4. Interactions des ondes lectromagntiques avec la matire .............................. 14

I.4.1. Leffet photolectrique .............................................................................. 15

I.4.2. Effet Compton ........................................................................................... 16

I.4.3. Production de paires .................................................................................. 17

Sommaire 2011

I.4.3.1. Description ......................................................................................... 17

I.4.4. Sections efficaces dinteractions ............................................................... 18

I.4.4.1. Effet du numro atomique .................................................................. 19

I.4.4.2. Prdominance des interactions photoniques ...................................... 19

I.4.5. Attnuation des rayonnements lectromagntiques .................................. 20

I.4.5.1. Loi d'attnuation ................................................................................. 20

I.4.5.2. Couche de demi-attnuation............................................................... 20

Chapitre II: Radiothrapie Conformationnelle

II.1. Introduction ....................................................................................................... 21

II.2. La simulation virtuelle ...................................................................................... 21

II.3. Dfinition de la radiothrapie conformationnelle ............................................. 22

II.4. Principes ............................................................................................................ 23

II.4.1. Acquisition des donnes ............................................................................ 23

II.4.2. laboration de la planification ................................................................... 23

II.4.3. Traitement .................................................................................................. 24

II.5. Accessoires de traitement ................................................................................. 25

II.5.1. Collimateurs multi-lames .......................................................................... 26

II.5.2. Imageur de contrle (EPID) ...................................................................... 27

II.5.3. Radiographies de centrage ......................................................................... 28

II.5.4. Limites de la radiothrapie conformationnelle .......................................... 29

Sommaire 2011

Chapitre III: Matriels et Equipements Utiliss

III.1. Introduction ................................................................................................... 31

III.2. Description gnrale sur les acclrateurs linaires ...................................... 31

III.2.1. Description gnrale .............................................................................. 32

III.2.1.1. Le principe de fonctionnement ....................................................... 32

III.2.1.2. Lacclration des lectrons ........................................................... 33

III.2.1.3. Le mode photons ............................................................................ 36

III.2.1.4. Le mode lectrons ........................................................................... 37

III.3. Chambres d'ionisation ................................................................................... 38

III.3.1. Chaine de mesure chambre-lectromtre ............................................... 38

III.3.1.1. Principe de fonctionnement ............................................................ 39

III.3.1.2. Proprits des chambres dionisation ............................................. 40

III.3.1.3. Les diffrents types de chambres .................................................... 40

III.4. Le milieu de rfrence (Le fantme) ............................................................. 44

III.5. Llectromtre ............................................................................................... 46

III.6. Thermomtre et baromtre ............................................................................ 46

Chapitre IV: La Technique Mono-isocentrique

IV.1. Introduction ................................................................................................... 48

IV.2. Equipement ncessaire pour la mise en uvre des techniques mono-iso centriques ..................................................................................................................... 48

Sommaire 2011

IV.3. Technique mono-isocentrique dans la prise en charge des cancers des VADS ...... 49

IV.3.1. Anatomie du cavum ............................................................................... 49

IV.3.2. Dispositif de contention ......................................................................... 50

IV.3.3. Acquisition scanner ................................................................................ 50

IV.3.4. Simulation virtuelle ................................................................................ 51

IV.3.5. Vrification du traitement ...................................................................... 53

IV.4. Technique mono-isocentrique dans la prise en charge des cancers du sein .. 53

IV.4.1. Anatomie du sein ................................................................................... 53

IV.4.2. Dispositif de contention ......................................................................... 54

IV.4.3. Acquisition scanner ................................................................................ 55

IV.4.4. Simulation virtuel................................................................................... 56

IV.4.5. Vrification du Traitement ..................................................................... 58

IV.4.6. Ajustements et vrification des filtres virtuels....................................... 59

IV.5. Ajustements et vrification des filtres virtuels .............................................. 62

IV.5.1. 2D Array ................................................................................................ 62

IV.5.2. Chambre dionisation Fermer pour les filtres virtuels ........................... 62

IV.5.2.1. Taille de champ symtrique ............................................................ 62

IV.5.2.2. Tailles Champ asymtrique ............................................................ 62

IV.5.2.3. Angles de filtre en coin virtuelle .................................................... 62

IV.5.3. Facteur de transmission des filtres virtuels ............................................ 63

Sommaire 2011

IV.5.3.1. Facteurs filtre en coin ..................................................................... 63

IV.5.4. Mesure des filtres en coins rel .............................................................. 64

IV.5.5. Comparaison des filtre real et virtuelles ................................................ 65

IV.5.6. Comparaison des valeurs de filtre virtuel avec 2DArray ...................... 74

Chapitre V: Calibration Des Diodes

V.1. Introduction ....................................................................................................... 75

V.2. Procdures de calibration .................................................................................. 76

V.2.1. Validation avant utilisation ........................................................................ 76

V.2.2. Tests excuts avant la calibration de la diode .......................................... 76

V.2.2.1. Stabilit du signal aprs irradiation .................................................... 77

V.2.2.2. Prcision intrinsque .......................................................................... 77

V.2.2.3. tude de la linarit de rponse/dose ................................................. 77

V.2.2.4. Vrification de la profondeur quivalente d'eau du point de mesure . 77

V.2.2.5. Calibration de la diode pour mesures de la dose d'entre .................. 77

V.2.3. Facteur de correction de la taille du champ (CFChamp) ............................... 79

V.2.4. Facteur de correction de lapplicateur (CFTRAY) ....................................... 80

V.2.5. Facteur de correction du filtre en coin () ................................. 80

V.2.6. Facteur de correction SSD (CFSSD) ........................................................... 81

V.2.7. Facteur de correction angulaire (CFANGLE) ................................................ 81

V.2.8. Facteur de correction de temprature (CFTEMPERATURE) ............................ 81

Sommaire 2011

V.3. Performance long terme ................................................................................. 82

V.4. Calibration de la diode utilise pour dosimtrie in vivo ................................... 83

V.4.1. Facteur de calibration ................................................................................ 83

V.5. Dtermination des facteurs de correction ......................................................... 84

V.5.1. Facteur de correction de la taille du champ ............................................... 84

V.5.2. Facteur de correction de DSP .................................................................... 85

V.5.3. Facteur de correction de langulation ........................................................ 86

V.5.4. Facteur de correction des Filtres en Coin .................................................. 87

V.6. Rsultats pratiques ............................................................................................ 88

V.6.1. Application de la technique pour les cancers des VADS .......................... 88

V.6.2. Dtermination de la dose lentre ........................................................... 89

V.7. Mesure de dose pour une femme qui prsente un carcinome du sein .............. 90

Conclusion gnrale ............................................................................................... 93

Liste de figure 2011

Figure I.1: Classification des rayonnements ................................................................ 4

Figure I.2: Phnomne dionisation ............................................................................. 7

Figure I.3 : Phnomne dexcitation ............................................................................ 7

Figure I.4 : Le phnomne de freinage ......................................................................... 8

Figure I.5 : les variations du TEL dans les tissus en fonction de lnergie des lectrons. .............................................................................................................. 12

Figure I.6. Parcours et porte dun faisceau dlectrons. ........................................... 13

Figure 1.7: effet photolectrique ................................................................................. 15

Figure1.8 : Effet Compton .......................................................................................... 16

Figure I.11 : Prdominance des interactions photon-matire en fonction de lnergie du photon incident (h) et du numro atomique (Z). .......................................... 19

Figure II.1: Types de volumes cible. .......................................................................... 23

Figure II.2: Acclrateur linaire avec lisocentre et les marqueurs lasers. ............... 25

Figure II.3: Collimateur multi-lames ......................................................................... 26

Figure II.4 : Systme dimagerie intgr (EPID) ....................................................... 27

Figure II.5 : Image reconstruite par projection de volume(DRR) du cavum ............. 28

Figure III.1 : Acclrateurs Linaires Siemens .......................................................... 31

Figure III.2 : Acclrateur Siemens Primus et table Siemens .................................... 32

Figure III.3 : schma de lacclration des lectrons ................................................. 33

Figure III.4 : Le magntron ........................................................................................ 34

Figure III.5 : Le klystron ............................................................................................ 34

Figure III.6 : Le modulateur ....................................................................................... 35

Figure III.7 : schma de production des photons ....................................................... 36

Figure III.8 : Faisceau de sortie des photons ............................................................. 36

Figure III.9 : Schma de productions des lectrons ................................................... 37

Figure III.10 : Faisceau de sortie des lectrons .......................................................... 37


Figure III.11 : Chaine de mesure chambre-lectromtre ........................................... 39

Figure III.12 : Principe de fonctionnement dune chambre dionisation ................... 40

Figure III.13 : Schma dune chambre de type Fermer ............................................. 41

Figure III.14 : Chambre dionisation de type Farmer ................................................ 42

Figure III.15 : Chambres dionisations de type Semiflex .......................................... 43

Figure III.16 : 2D Array ............................................................................................. 43

Figure III.17 : Fantme deau MP3-P ....................................................................... 45

Figure III.18 : Fantme POLYSTYRENE ................................................................. 45

Figure III.19 : Electromtre PTW UNIDOS ............................................................. 46

Figure III.20 : Thermomtre baromtre ..................................................................... 47

Figure IV.1: Image de positionnement avec des contentions ..................................... 50

Figure IV.2: Contourage ............................................................................................. 51

Figure IV.3: Dosimtrie (emplacement des faisceaux) .............................................. 51

Figure IV.4 : Faisceau spinal en lectron ................................................................. 52

Figure IV.5: Faisceau du CTV ................................................................................... 52

Figure IV.6: DVH (optimisation du plan de traitement) ............................................ 53

Figure IV.7: Validation de traitement ........................................................................ 53

Figure IV.8 : Anatomie du sein .................................................................................. 54

Figure IV.9 : Dispositif de contention ........................................................................ 55

Figure IV.10 : Acquisition scanner ............................................................................ 56

Figure IV.11 : Contourage des organes cible ............................................................. 56

Figure IV.12: Emplacement des champs de traitement sus-claviculaire .................... 57

Figure IV.13: Emplacement des champs de traitement tangentiel interne ................. 57

Figure IV.14: Emplacement des champs de traitement tangentiel externe ................ 57

Figure IV.15: DRR du champ sus-claviculaire ........................................................... 57


Figure IV.16: DRR du champ tangentiel .................................................................... 58

Figure IV.17: Distribution de dose dans les deux champs tangentiels et sus-claviculaire ........................................................................................................... 58

Figure IV.18: Vrification du traitement avec limagerie portale .............................. 58

Figure IV.19: Mchoires opposes en position de configuration ............................... 59

Figure IV.20: Mchoires opposes pendant la distribution de la dose initiale ........... 60

Figure IV.21: Mchoires opposes pendant le dplacement des mchoires .............. 60

Figure IV.22: Code du filtre virtuel 1VW15 avec la tte du MLC ............................ 60

Figure IV.23: L'orientation du filtre virtuel avec l'affichage du HPD et le MLC ...... 61

Figure IV.24: Ecran d'affichage dynamique du filtre virtuel ..................................... 61

Figure IV.25: Chambre dionisation 2D ARRAY ...................................................... 62

Figure IV.26: Dfinition de l'angle du filtre en coin .................................................. 63

Figure V.1 : Procdure de calibration de la diode pour mesures de la dose d'entre. 78

Figure V.2 : Plaques de plexiglas utiliss pour la calibration de la diode .................. 83

Figure V.3 : Facteur de correction de la taille de champs .......................................... 85

Figure V.4 : Facteur de correction du SSD ................................................................. 86

Figure V.5 : Facteur de correction des angles du bras ................................................ 87

Figure V.6 : Facteur de correction des filtres en coin ................................................. 88

Figure V.6 : Diode applique sur le patient pour mesurer la dose lentre(pour les champs latrale gauche et droite) ......................................................................... 89

Liste des tableaux 2011

Tableau IV.1 : Facteur de transmission des filtres virtuels ........................................ 64

Tableau IV.2 : Mesure des filtres en coins rel .......................................................... 65

Tableau IV.3: Comparaison des valeurs de filtre virtuel avec 2D ARRAY pour E=6MV, taille de champ=6x6 .............................................................................. 74

Tableau IV.4: Comparaison des valeurs de filtre virtuel avec 2D ARRAY pour E=6MV, taille de champ=20x20 .......................................................................... 74

Tableau IV.5: Comparaison des valeurs de filtre virtuel avec 2D ARRAY pour E=18MV, taille de champ=6x6 ............................................................................ 74

Tableau IV.6: Comparaison des valeurs de filtre virtuel avec 2D ARRAY pour E=18MV, taille de champ=20x20 ........................................................................ 74

Tableau V.1 : Dtermination de ................................................................. 84

Tableau V.2 : Dtermination de FSSD ......................................................................... 85

Tableau V.3 : Dtermination ................................................................ 86

Tableau V.4 : Dtermination de ............................................... 87

Tableau V.5 : Dtermination de la dose lentre pour le champ latral droit .......... 90

Tableau V.6 : Dtermination de la dose lentre pour le champ latral gauche ...... 90

Tableau V.7 : Dtermination de la dose lentre pour le champ sus-claviculaire ... 90

Tableau V.8 : Mesure de dose pour les champs tangentiels interne et externe .......... 91

Tableau V.9 : Mesure de dose pour le champ sus clavculaire .................................. 91

Liste dquation 2011

Equation I.1: Energie totale des particules ................................................................... 4

Equation I.3: Energie minimale ................................................................................... 5

Equation I.4: Energie minimale en lectrovolt ............................................................ 5

Equation I.5: La perte dnergie moyenne ................................................................. 10

Equation I.6: Transfert linique dnergie ................................................................. 11

Equation I.7: Formule de Katz et Penfold .................................................................. 13

Equation I.8: Parcours moyen .................................................................................... 14

Equation I.9 : Lnergie cintique transfre llectron atomique .......................... 15

Equation I.10: Effet compton ..................................................................................... 16

Equation I.11: Production de paire dlectrons .......................................................... 17

Equation I.12: La conservation dnergie .................................................................. 17

Equation I.13: Linteraction des photons avec la matire .......................................... 19

Equation I.14: Le coefficient dattnuation massique totale...................................... 20

Equation I.15: Loi dattnuation ................................................................................ 20

Equation I.16: couche de demi-attnuation ................................................................ 20

Equation I.17: couche de demi-attnuation ................................................................ 21

Equation IV.1 : Facteur de transmission des filtres virtuels ...................................... 63

Equation V.1: Dtermination de la dose mesure avec la diode ................................ 75

Equation V.2 : Facteur de correction de la taille du champ ....................................... 79

Equation V.3 : Facteur de correction de lapplicateur ............................................... 80

Equation V.4 : Calcule de la transmission ................................................................. 80

Equation V.5 : Facteur de correction du filtre en coin ............................................... 80

Equation V.6 : Facteur de correction pour SSD ......................................................... 81

Equation V.7 : Facteur de correction de temprature ................................................. 82


Liste dquation 2011


Equation V.10 : Dtermination de la dose lentre ................................................. 89

Equation V.11 : Dtermination de la dose lentre ................................................. 89

Equation V.12 : Mesure de dose pour les champs tangentiels interne et externe ...... 90

Equation V.13 : Mesure de dose pour le champ susclavculaire ............................... 91

Glossaire 2011

3D : trois dimensions

CAX : Centre de lAXe

CDA : couche de demi- attnuation

EBV : virus Epstein Barr

Gy : Gray

J:joule

KeV : Kilo Electo Volt

LIAEA : Internationel Atomic Energy Agency (Agence internationale de LEnergie Atomique)

MEPHYSTO : Medical Physics control center

MeV : Mega Elcto volt

MLC : Mltu Leaf Collimator (CML : Collimateur Multi Lames)

PDD : Percentage Depth Dose

PMMA : Poly Methyl Meth Acrylat

PTW : Physikalisch-techniche Werkstatten

SAD : Source-Axis Distance

SSD : Source-Surface Distance

TEL : Transfert linique dnergie

TPS : Treatment Planning system (systme de planification de traitement)

UNIDOS : Universelle dosimtre

Glossaire 2011

VADS : voie ariaux digestive suprieur

WF : Wedge Factor

Z : numro atomique dun atome

Introduction gnrale 2011

1

Introduction gnraleIntroduction gnraleIntroduction gnraleIntroduction gnrale La radiothrapie externe a bnfici ces dernires annes dimportants dveloppements technologiques. Ces amliorations ont abouti des modifications dans la conception du traitement de radiothrapie, imposant notamment la technique conformationelle et la prcision qu'elle implique.

Elles concernent les quipements des acclrateurs linaires et l'importation des images (scanner ou IRM) sur les consoles informatiques ddies la planification et l'optimisation des traitements.

Ces derniers occupent une position cl au sein du service de radiothrapie, ils permettent galement de calculer les quantits de rayonnement dlivrer par faisceau et par sance dirradiation pour respecter la prescription mdicale.

Ces progrs ont contribu l'laboration de techniques d'irradiation de plus en plus sophistiques aboutissant une distribution plus prcise de la dose et une meilleure connaissance de sa rpartition.

En effet, et aprs ce que nous avons constat, nous avons projet de raliser une tude dont le but est lapplication de la technique mono-isocentrique dans les cancers des VADS et les cancers du sein aprs une vrification des angles des filtres en coins virtuels, afin dobtenir une meilleure rpartition de la dose au volume cible est au niveau des jonctions en pargnant au maximum les tissus sains avoisinants.

La technique mono-iso centrique utilise permet de maitriser les jonctions et dautoris le positionnement unique pour tous les champs de traitement dans le cancer des VADS, et damliorer la reproductibilit des faisceaux ainsi lhomognit dirradiation.

Notre thse se dcline en cinq chapitres ; le premier chapitre rappelle sur les notions fondamentales de la physique mdicale dans le domaine de la radiothrapie : il sattache essentiellement linteraction de rayonnement matire.

Le second chapitre retrace galement, lvolution de la radiothrapie conformationelles 3D au cours des dernires annes et expose la place prpondrante quelles occupent actuellement dans

Introduction gnrale 2011

2

le dispositif de prparation des traitements. Il a ainsi pour but de prsenter les acclrateurs linaires usage mdical.

Le troisime chapitre est consacr aux matriels et mthodes exprimentales utiliss pour effectuer ce travail.

Le quatrime chapitre est rserv, tel que nous venons de lannoncer dans lintroduction la partie exprimentale et la comparaison des rsultats effectu par le TPS et les mesures raliss sous lacclrateur linaire. Cette application a t mene pour le TPS utilis en routine au service

de radiothrapie pour deux qualits de faisceaux de photons: 6 MeV et 18 MeV ; et linterprtation des rsultats obtenus.

Le dernier chapitre est consacr lapplication des diodes au niveau des jonctions aprs leurs calibrations.

Enfin nous clturons cette thse par une conclusion qui dcrit panoramiquement le travail ralis et les rsultats obtenus.

Les travaux de recherche mens au cours de cette thse ont t effectus dans le service de radiothrapie de Centre anti Cancer dOran.

Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011

3

I.1. Introduction En mdecine et en biologie, les rayonnements ionisants rencontrs sont principalement constitus soit par des particules matrielles charges (lectrons, protons, deutons, ions) ou neutres (neutrons), soit par des photons (essentiellement les rayons X et ).

Les radiations ionisantes peuvent tre donc rparties en deux types :

Les radiations ionisantes non charges comme les photons (rayonnement lectromagntique) et les neutrons, sont des radiations indirectement ionisantes.

Les radiations ionisantes charges comme les lectrons, les protons, les particules alpha et les ions, sont des radiations directement ionisantes.

Ces rayonnements ionisants ont en commun la proprit de provoquer des ionisations dans les milieux matriels o ils pntrent, c'est--dire l'jection d'un ou de plusieurs lectrons de ldifice atomique ou molculaire rencontr. Les ionisations sont l'origine des effets biologiques constats sur les milieux vivants. En effet, lorsquune particule traverse un milieu biologique les premires interactions qui se produisent sont des processus de transfert dnergie entre la particule incidente et les atomes ou les molcules du milieu. La nature de ces processus dpend du type de la particule, de son nergie ainsi que de la nature du milieu travers. [1]

I.2. Dfinition et classification des rayonnements ionisants On appelle rayonnement ou radiation ; le processus dmission ou de transmission dnergie sous la forme dondes lectromagntiques ou de particules.[2]

Un rayonnement est dit ionisant quand il est susceptible darracher des lectrons la matire.

Les rayonnements pourront tre classs comme dans la figure I.1 en fonction de leur nature et de leur nergie.


4

! "

Figure I.1: Classification des rayonnements

Radiations directement ionisantes : lectrons, particules , positrons, protons, deutons.

Radiations indirectement ionisantes : neutrons, rayon X, rayon .

Les particules ou rayonnements particulaires : qui ont une masse au repos.

Lnergie totale de ces particules est donne par la relation:

Equation I.1: Energie totale des particules

Ou est la masse et la vitesse de la lumire ou clrit (3.108 ms.1).

Les rayonnements lectromagntiques : qui sont constitues par un flux de photons Et donc nont pas de masse. On emploie parfois leur gard le terme nergie qui se

dplace . Cette nergie est donne par la relation :

Equation I.2: Energie du rayonnement lectromagntique

Lourde

Charges

Non charges

Lgres Particules

Electromagntique Ionisants

Electromagntique

Rayonnement

Non ionisants Ondes radio, ultra-violet,

visible, infrarouge,

Photons et X

, p, d*

Electrons

(Dont - et +)

Neutrons


5

" %, %. ()*+, -

3. 101

100. 10*2 1,98. 10*51J

1,98. 10*51J1,6. 10*52

12,4eV

Ou est la constante de Planck (6,6.1034 J.s) et < la frquence du rayonnement (en s1) gale au rapport entre = et la longueur donde > du rayonnement (en m). [3]

Pour connaitre lnergie minimale en lectronvolt susceptible de provoquer lionisation de la matire, il suffit dappliquer la formule: [2]

Longueur donde correspondante (100nm). Application numrique:

Equation I.3: Energie minimale

Soit en lectronvolt:

Equation I.4: Energie minimale en lectrovolt

I.3. Interaction des particules avec la matire Les rayonnements rencontrs en mdecine et en biologie sont constitus, soit par des particules matrielles, charges (lectrons, positons, deutons et alphas), ou neutres (neutrons), soit par des photons (rayonnement et X). Les lectrons, positons et particules alpha sont des produits de dsintgration des sources radioactives.

La dtection de ces particules est base plutt sur leurs interactions avec la matire, o, en gnral une partie de lnergie dune particule est dpose, signalant sa prsence. [4]

Lnergie en excs contenue dans le noyau des isotopes radioactifs, tait libre sous la forme de rayonnements ionisants, dnergies et de natures diffrentes.

Ces rayonnements pourvus dnergie vont interagir avec les structures constitutives de la matire cest-a-dire essentiellement les lectrons et les noyaux des atomes. En interagissant, le rayonnement va cder tout ou une partie de cette nergie la matire. [2]


6

I.3.1. Interaction des particules charge avec la matire Les particules charges susceptibles d'interagir avec la matire proviennent essentiellement de sources radioactives et d'acclrateurs de particules.

Dans la matire, ces particules interagissent essentiellement avec les lectrons priphriques

des atomes ou des molcules. L'interaction est coulombienne. Elle peut conduire quatre phnomnes diffrents: l'ionisation, l'excitation et les effets thermiques lorsqu'il y a interaction avec les lectrons du milieu et le rayonnement de freinage lorsqu'il y a interaction avec les noyaux atomiques.

I.3.1.1. Interaction des lectrons avec la matire Les lectrons sont des particules lgres porteuses dune charge lectrique lmentaire,

ngative pour les ngatons et positive pour les positons .

Deux cas de figure peuvent se prsenter : les lectrons agissent soit avec les lectrons des atomes constituant le milieu, soit avec leur noyau.

Dans le cas dune interaction lectron-lectron , on parlera de collision. Il en existe deux

types : lionisation et lexcitation; dans le cas dune interaction lectron-noyau , on

parlera de freinage. [3]

I.3.1.1.1. Phnomnes dionisation et dexcitation Lorsqu'une particule charge traverse un matriau, les lectrons du milieu sont attirs ou repousss par la particule.la particule charge transfre l'nergie. Selon l'importance de ce transfert, trois phnomnes sont possibles. Pour les distinguer, il convient de comparer la quantit d'nergie transfre par la particule incidente lors de l'interaction et le potentiel d'ionisation du matriau.

Notons E lnergie cintique de llectron incident et WL lnergie de liaison de l'lectron de latome cible.

Selon que E est suffisante ou non pour jecter llectron de son orbite, deux phnomnes peuvent se produire:

Si E WL : llectron de la cible est ject de son orbite avec une nergie cintique (EWL), et il se produit une ionisation de latome cible. Llectron

Chapitre I: Interaction

ject, dit lectron nergie cintique est suffisante.

Figure I.2

Si E < WL: le transfert dnergie peut porter llectron cible un niveau nede latome cible

Figure I.3

Si E


8

I.3.1.1.2. Rayonnement de freinage Les lectrons incidents peuvent interagir avec les noyaux des atomes de la substance traverse. Ils subissent linfluence du champ coulombien du noyau : ils sont alors dvis et cdent une partie de leur nergie au noyau. Ceci se manifeste par un ralentissement ou freinage. Lnergie perdue est mise sous la forme de rayonnements X, dits de freinage

(Remarque : dans la littrature, on emploie aussi le terme de bremsstrahlung ).

Ce phnomne nest important que dans le cas dlectrons de forte nergie (suprieure a 1 MeV) traversant une matire constitue datomes lourds (numro atomique Z lev). [2]

Figure I.4 : Le phnomne de freinage

I.3.2. Interaction des particules charges lourds avec la matire

Les particules lourdes charges (protons, deutons, particules ), ayant lnergie de lordre de quelques MeV, sont mises par des ractions nuclaires, dsintgrations radioactives spontanes ou ractions provoques par bombardement de noyau avec des particules acclres, ou acclres artificiellement avec des cyclotrons (nergies de plusieurs dizaines de MeV).

Une particule lourde charge qui traverse la matire perdre de lnergie principalement par lionisation et lexcitation des atomes.


9

Une particule lourde charge peut transfrer seulement une petite fraction de son nergie lors dune collision lectronique simple. Sa dflection lors de la collision est ngligeable.

Toutes les particules lourdes voyagent essentiellement selon une trajectoire directe dans la matire [5].

Les particules charges lourdes (m>>me), telles que les particules les protons ou les noyaux datomes ioniss, interagissent principalement par les forces coulombiennes entre leur propre charge positive et la charge ngative des lectrons orbitaux des atomes du matriau absorbeur.

Linteraction directe de ces particules avec les noyaux (diffusion de Rutherford) est possible, mais beaucoup plus rare et donc en pratique ngligeable pour modliser leur ralentissement.

La valeur trs leve du pouvoir darrt des consquences importantes : le parcours des particules lourdes est, lnergie gale, beaucoup plus petit que celui des lectrons et le TEL au long de la trajectoire est trs leve ce qui confre ces particules une efficacit biologique leve. [6, 7]

I.3.3. Interaction des neutrons avec la matire Le neutron est une particule non charge de masse voisine de celle du proton. Il est instable lorsquil nest pas lie, avec une demi-vie de 12 minutes.

Les neutrons ninteragissent quavec les noyaux des atomes du matriau traverse. Ces interactions se divisent en deux catgories : celles qui entrainent la disparition du neutron, que lon nomme absorptions et celles qui ne contribuent qua diminuer lnergie du neutron que lon nomme diffusions.

I.3.3.1. Absorption des neutrons Le neutron pntre dans le noyau cible. Le noyau compose ainsi constitue, aprs une brve dure de vie, met un rayonnement qui peut tre un rayonnement , une particule , un proton, etc., ou qui clate en deux ou plusieurs fragments (cas de la fission).

La probabilit dabsorption des neutrons est inversement proportionnelle leur vitesse.


10

@

A

Elle sera donc maximum pour les neutrons les plus lents, dits thermiques, correspondant lnergie dagitation thermique du milieu (nergie de lordre de 0,025 eV pour une temprature de 25 C).

I.3.3.2. Diffusion des neutrons La diffusion dun neutron sur un noyau est comparable au choc dune boule mobile sur une boule fixe. Ltude de ce type de choc montre que la perte dnergie de la boule projectile est maximale lorsquelle a la mme masse que la boule cible.

Pour ralentir efficacement les neutrons, il faut donc utiliser des substances constitues datomes lgers dont les noyaux ont une masse proche de celle du neutron : le meilleur ralentisseur est donc lhydrogne.

En rgle gnrale, lorsquon veut absorber des neutrons rapides, on devra donc tout dabord les ralentir (dans un matriau hydrogne par exemple).

Comme les rayonnements lectromagntiques, les neutrons sont des rayonnements indirectement ionisants ; en effet, ce sont les particules issues des ractions nuclaires ayant entraine labsorption des neutrons qui vont ioniser principalement la matire. [2]

I.3.4. Les caractristiques de ces interactions I.3.4.1. Le pouvoir d'arrt linaire

Reprsente la perte d'nergie moyenne de la particule par unit de longueur. Il est donn par la relation:

Equation I.5: La perte dnergie moyenne

Le pouvoir darrt linaire est surtout d aux interactions, mais aussi au freinage.

B Sexprime en MeV.cm-1.


11

CD E - F G - H - I

I.3.4.2. Transfert Linique dnergie Les trois mcanismes dcrits prcdemment (ionisation, excitation, rayonnement de freinage) permettent aux lectrons de transfrer leur nergie la matire traverse. Lexprience montre que les faibles transferts dnergie sont trs favoriss ; les lectrons doivent donc subir un trs grand nombre dinteractions avant dtre stopps. Il en rsulte que le ralentissement peut tre considr comme un phnomne progressif et continu qui peut tre caractris par le transfert linique dnergie (TEL ou TLE).

I.3.4.2.1. Dfinition On appelle galement transfert linique dnergie (TEL) la quantit dnergie transfre au milieu cible par la particule incidente, par unit de longueur de trajectoire note dE/dx, Le TEL sexprime classiquement en keV/m ou keV.cm-1. Pour des particules de vitesse faible devant celle de la lumire, le TEL est donne par la formule approche:

Equation I.6: Transfert linique dnergie

Avec K une constante, z la charge de la particule incidente, v sa vitesse, n le nombre datomes de la cible/unit de volume et Z le numro atomique de la cible.

Dans le cas particulier des tissus vivants, les dgts biologiques cres par les lectrons sont dautant plus importants que lnergie cde localement aux cellules est grande ; le TEL est donc une grandeur importante dans la dtermination de leffet biologique.


12

Figure I.5 : les variations du TEL dans les tissus en fonction de lnergie des lectrons.

On peut constater :

qua basse nergie, le TEL est une fonction dcroissante de lnergie. On peut en dduire que plus les lectrons sont ralentis, plus la quantit dnergie cde a la matire par interaction est grande, plus leur aptitude a lser les cellules constitutives des tissus devient grande.Les lectrons sont donc plus dangereux la fin de leur parcours ;

que pour 500 keV < E < 5 MeV, le TEL peut tre considr comme sensiblement constant et gal a environ 2 MeV.cm1. [3]

I.3.4.3. Parcours des rayonnements lectroniques Les lectrons ont une trajectoire trs sinueuse: en effet, on observe gnralement une dviation lors de chaque mode dinteraction (ionisation, excitation, freinage).

Certains peuvent mme subir une dviation de 180 (phnomne de rtrodiffusion).

Pour caractriser la trajectoire dlectrons ou de rayonnements lectroniques, deux grandeurs peuvent tre dfinies figure (I.6):

Le parcours : il sagit de la longueur relle de la trajectoire de llectron. Cette grandeur est peu utilise en radioprotection ;


13

K ), ,( H

L

La porte : elle reprsente la profondeur maximale atteinte par un faisceau dlectrons dans un milieu considr. Cette grandeur est trs utilise en radioprotection lors de la conception dcran.

Figure I.6. Parcours et porte dun faisceau dlectrons.

Il existe de nombreuses relations empiriques permettant de calculer la valeur de la porte en fonction de lnergie des lectrons incidents et de la nature du matriau travers.

Lune dentre elles, la formule de Katz et Penfold, est donne par la relation suivante :

Equation I.7: Formule de Katz et Penfold

Avec n=1,265 0,0954 ln E O R est la porte (en cm), E est lnergie des lectrons (en MeV) et M la masse volumique du matriau (en g.=*N).

Dans le cas particulier des rayonnements , en substituant E la valeur Emax caractristique de lnergie maximum du spectre, la formule prcdente donnera la porte maximale, cest-a-dire la porte correspondant aux lectrons les plus nergtiques.

En radioprotection, on prfre bien souvent la surestimation du risque pour se protger efficacement la prcision des rsultats.

La porte des rayonnements est de quelques mtres dans lair et denviron un centimtre dans les tissus mous (quivalents eau).


14

O CD

En prenant une valeur moyenne du TEL divise par lnergie initiale de llectron, on peut calculer un parcours moyen.

Si un lectron a une nergie initiale de 1,7 MeV et un TEL de 1,75 MeV.cm1, le parcours moyen est calcul de la faon suivante : TEL = dE/dx = E/p (parcours moyen) Dou : p = E/TEL = 1,7/1,75 = 0,97 cm

Equation I.8: Parcours moyen

La valeur de parcours est donc bien suprieure celle de la porte. Cela montre donc limportance des dviations dans les trajectoires lectroniques.

En rgle gnrale, lordre de grandeur du parcours des lectrons dans lair est de lordre de quelques mtres.

Pour la majorit des radionuclides metteurs , la valeur de la porte des particules dans le plexiglas nexcde pas 1 cm. [2]

I.4. Interactions des ondes lectromagntiques avec la matire La plupart des sources de radiation lectromagntique, utilises en radiothrapie, mettent des photons avec une nergie allant de quelques keV (rayons X mous) 50 MeV (btatron mdical). [10.11] Le comportement des rayonnements lectromagntiques dans la matire est fondamentalement diffrent de celui des particules charges. En une seule interaction, le photon peut tre compltement absorb et disparatre. Mais, linverse, il est susceptible de traverser des quantits importantes de matire (par exemple un centimtre dpaisseur de plomb) sans interagir du tout, ce qui est exclu pour les particules charges qui, en pntrant dans un milieu, cdent immdiatement de lnergie un grand nombre dlectrons du milieu. Les photons dans cette gamme dnergie transfrent leur nergie aux molcules du milieu travers, selon diffrents mcanismes d'interaction:

l'effet photolectrique

l'effet Compton la production de paires


La diffusion RayleighLes trois premiers mcanismes (effet photolectrique, diffusion Compton et production depaires) jouent un rle majeur, isecondaires (lectrons, positrons)

I.4.1. Leffet photolectriqueLeffet photolectrique est le mode dominant dinteraction pour les photons de basse nergie (0.01 et 0.1 MeV). Le photon incident est totalement absorb lors de lectron orbital (couche K ou L), et lnergie cintique transgale :

Equation I.9 : Lnergie cintique transfre llectron atomique

O PAQRQ@SH est lnergie de liaison dun lec

photon incident. Comme les nergies de liaison sont relativement faibles, lnergie de llectron secondaire est peu prs gale celle du photon incident. L'atome se trouve alors dans un tat excit etretour l'tat fondamental peut se faire par deux processus:

Le mode de dsexcitation radiatiffluorescence, dont le spectre de raies discontinu est caractristique du matriau cible.

Le mode de dsexcitation non radiatifnom "d'effet Auger".

Interaction Des Rayonnements Matire

G TPAQRQ@SH

La diffusion Rayleigh Les trois premiers mcanismes (effet photolectrique, diffusion Compton et production depaires) jouent un rle majeur, il rsulte de ces trois effets, la mise en mouvement de particules

ondaires (lectrons, positrons). [1]

Leffet photolectrique Leffet photolectrique est le mode dominant dinteraction pour les photons de basse nergie (0.01 et 0.1 MeV). Le photon incident est totalement absorb lors de linteraction avec un lectron orbital (couche K ou L), et lnergie cintique transfre llectron atomique

Lnergie cintique transfre llectron atomique

est lnergie de liaison dun lectron atomique et G lnergie initiale du

Comme les nergies de liaison sont relativement faibles, lnergie de llectron secondaire est peu prs gale celle du photon incident. L'atome se trouve alors dans un tat excit etretour l'tat fondamental peut se faire par deux processus:

Le mode de dsexcitation radiatif correspondant l'mission d'un rayonnement de fluorescence, dont le spectre de raies discontinu est caractristique du matriau cible.

dsexcitation non radiatif ou lectronique qui est gale

Figure 1.7: effet photolectrique

atire 2011

15

Les trois premiers mcanismes (effet photolectrique, diffusion Compton et production de la mise en mouvement de particules

Leffet photolectrique est le mode dominant dinteraction pour les photons de basse nergie linteraction avec un

fre llectron atomique est

Lnergie cintique transfre llectron atomique

lnergie initiale du

Comme les nergies de liaison sont relativement faibles, lnergie de llectron secondaire est peu prs gale celle du photon incident. L'atome se trouve alors dans un tat excit et son

correspondant l'mission d'un rayonnement de fluorescence, dont le spectre de raies discontinu est caractristique du matriau cible.

ou lectronique qui est galement connu sous le


La figure I.7 reprsente l'interaction d'un photon par effet photolectrique et la dsexcitation radiative de l'atome cible avec mission d'un photon de fluorescence ou d'un lectron Auger. La dsexcitation non radiative est prpondrante dans le cas d'atomes cibles lsubissent principalement des photod'lectrons Auger.

I.4.2. Effet ComptonAu cours d'un effet Compton (galement appel diffusion incohrente), un photon incident d'nergie h0 entre en collision avec un

U est lnergie du rayonnement lectromagntique incident (ici un rayon lnergie cintique de llectron ject.

Au cours de l'interaction, une recule, et le reste de l'nergie, hdcrit dans lquation suivante

Un photon peut subir plusieurs diffusde l'nergie. Il est nanmoins gnralement absorb lors d'une interaction photolectrique avant d'atteindre une nergie in


VU VU X YZ[\

reprsente l'interaction d'un photon par effet photolectrique et la dsexcitation radiative de l'atome cible avec mission d'un photon de fluorescence ou d'un lectron Auger. La dsexcitation non radiative est prpondrante dans le cas d'atomes cibles lsubissent principalement des photo-ionisations en couche K et deviennent donc metteur

Effet Compton effet Compton (galement appel diffusion incohrente), un photon incident

entre en collision avec un lectron considr comme libre.

Equation I.10: Effet compton

est lnergie du rayonnement lectromagntique incident (ici un rayon lnergie cintique de llectron ject.

Au cours de l'interaction, une partie de l'nergie du photon est transmise l'lectron, qui recule, et le reste de l'nergie, h apparat sous la forme d'un photon diffus, comme il est

suivante :

Figure1.8 : Effet Compton

Un photon peut subir plusieurs diffusions Compton successives, en perdant progressivement de l'nergie. Il est nanmoins gnralement absorb lors d'une interaction photolectrique avant d'atteindre une nergie infrieure 10 keV (voir figure I.8). [1.2]

atire 2011

16

reprsente l'interaction d'un photon par effet photolectrique et la dsexcitation radiative de l'atome cible avec mission d'un photon de fluorescence ou d'un lectron Auger. La dsexcitation non radiative est prpondrante dans le cas d'atomes cibles lgers qui

ionisations en couche K et deviennent donc metteur

effet Compton (galement appel diffusion incohrente), un photon incident

est lnergie du rayonnement lectromagntique incident (ici un rayon ), et E^_` est

partie de l'nergie du photon est transmise l'lectron, qui apparat sous la forme d'un photon diffus, comme il est

ions Compton successives, en perdant progressivement de l'nergie. Il est nanmoins gnralement absorb lors d'une interaction photolectrique


17

a X b c b X d X *

) X e X f

I.4.3. Production de paires I.4.3.1. Description

La cration de paire consiste en la matrialisation dune paire lectron-positon lorsquun photon disparait au voisinage dun noyau ou dun lectron atomique.

La figure I.9 schmatise ce phnomne qui peut scrire sous la forme :

Equation I.11: Production de paire dlectrons

O est le photon incident, X est le noyau (ou llectron atomique), gd est le positon, g* est llectron mis.

La production dune paire gd, g* nest donc possible que si lnergie du photon est suprieure

2h=i. [12]

La conservation de lnergie scrit:

Equation I.12: La conservation dnergie

O Ej est l'quivalent nergtique de la masse de llectron (Ej =h=i 0,511 MeV), Ykf et Yke sont respectivement les nergies cintiques de llectron et du positron.

Llectron et le positron sont ralentis dans la matire.

la fin de son parcours les deux photons sont mis dans des directions opposes avec chacun l'nergie cintique de la masse d'un des constituants (511 keV), comme il est illustr sur la figure I.10.


Figure I.9

Figure I.10 Aprs un temps trs court ltat de positronium (a),la paire lectronpositron sannihile en une paire de photons ayant chacun une nergie de 511 keV(b).

I.4.4. Sections efficaces dinteractions A chacun de ces modes dinteraction des photons incidents et du numro atomique Z du matriau travers. efficace est une unit de surface

1 b = 10-24 cm = 10010-30 m, soit la surface d'un carr de dix dire lordre de grandeur du diamtre d'un

Linteraction des photons avec la matire a comme section efficace la somme de toutes les sections efficaces des diffrents p


: effet de production des paires.

Aprs un temps trs court ltat de positronium (a),la paire lectronpositron sannihile en une paire de photons ayant chacun une nergie de 511 keV(b).

Sections efficaces dinteractions A chacun de ces modes dinteraction est associe une section efficace, qui dpend de lnergie des photons incidents et du numro atomique Z du matriau travers. efficace est une unit de surface ; on utilise traditionnellement le barn (b) :

m, soit la surface d'un carr de dix femto mtresdire lordre de grandeur du diamtre d'un noyau atomique).[9]

Linteraction des photons avec la matire a comme section efficace la somme de toutes les sections efficaces des diffrents processus. Elle est donne par :

atire 2011

18

Aprs un temps trs court ltat de positronium (a),la paire lectronpositron sannihile en une paire de photons ayant chacun une nergie de 511 keV(b).

est associe une section efficace, qui dpend de lnergie des photons incidents et du numro atomique Z du matriau travers. L'unit de section

:

femto mtres de ct (c'est--

Linteraction des photons avec la matire a comme section efficace la somme de toutes les


19

lmSm lO X l X lORQn

Equation I.13: Linteraction des photons avec la matire

I.4.4.1. Effet du numro atomique La probabilit par atome qu'une interaction par cration de paire ait lieu est approximativement proportionnelle Z2

La probabilit dinteraction par effet de cration de paires est caractrise par le coefficient dattnuation massique

I.4.4.2. Prdominance des interactions photoniques Limportance relative des diffrents types d'interaction est en fonction de lnergie de la radiation et du numro atomique du milieu, on peut reporter dans le plan (h, Z) les lieux de probabilit des effets (voir figure I.11).

Ceci permet de dfinir trois zones :

Faible nergie des photons et haut Z : prdominance de leffet photolectrique.

nergie moyenne et Z moyen : prdominance de leffet Compton. nergie leve et Z lev : prdominance de la production de paires.

Figure I.11 : Prdominance des interactions photon-matire en fonction de lnergie du photon incident (h) et du numro atomique (Z).


20

o

L

p

LX

l

LX

q

L

r r) - *os

r?D( t r)

Le coefficient dattnuation massique totale peut tre dcompos en trois termes:

Equation I.14: Le coefficient dattnuation massique totale

o

L Coefficient massique dattnuation par effet photolectrique.

p

L Coefficient massique dattnuation par effet Compton.

q

L Coefficient massique dattnuation par effet de cration de paires.

I.4.5. Attnuation des rayonnements lectromagntiques Au contraire des particules charges qui cdent progressivement leur nergie la matire, les rayonnements lectromagntiques disparaissent brutalement la suite d'une interaction. On ne peut plus parler de ralentissement. Il faut introduire la notion d'attnuation.

I.4.5.1. Loi d'attnuation Dans le cas d'un faisceau monochromatique parallle de rayons X ou , le nombre de rayons mergeant (N) n'ayant subit aucune interaction dans la traverse d'un cran d'paisseur X est li au nombre de rayons incidents (N0) par la relation :

Equation I.15: Loi dattnuation

: le coefficient linique global d'attnuation dont l'unit est cm-1; qui dpend de l'nergie des photons incidents et de la nature du matriau. [9]

I.4.5.2. Couche de demi-attnuation On appelle couche de demi-attnuation (CDA) l'paisseur de matriau ncessaire pour attnuer d'un facteur 2 le nombre initial de photons.

D( tel que :

Equation I.16: couche de demi-attnuation


21

D( DH

o

Elle est tire partir de la relation (1.16). On a la relation :

Equation I.17: couche de demi-attnuation

Cette relation souligne l'analogie entre la loi de dcroissance radioactive des noyaux et l'attnuation d'un faisceau de photons. [3]

Chapitre II: Radiothrapie Conformationnelle 2011

21

II.1. Introduction Les dveloppements technologiques des dernires annes ont permis une volution vers une nouvelle approche de lutilisation thrapeutique des rayonnements ionisants couramment appele radiothrapie conformationnelle 3D. Elle constitue une tape importante dans lvolution de la radiothrapie puisquelle permet une meilleure adaptation du faisceau au volume tumoral et une limitation de lexposition des organes sains. Cette technique permet dlaborer une balistique complexe en conformant les faisceaux dirradiation au volume tumoral traiter, prsente thoriquement deux avantages. Dune part, pour une dose dirradiation similaire la radiothrapie conventionnelle, elle diminuerait la morbidit des tissus sains voisins. Dautre part en permettant daugmenter la dose dans les tissus cibles elle vise amliorer le contrle tumoral local, sans accrotre la morbidit induite. A lheure actuelle, la radiothrapie conformationnel concerne des maladies localises pour lesquelles une augmentation de la dose totale et une rduction de lirradiation au niveau des tissus sains prsentent un avantage certain : des tumeurs de la prostate, du systme nerveux central, des voies arodigestives suprieures des tumeurs thoraciques et certaines tumeurs intra-abdominales (foie, pancras). La radiothrapie conformationnelle 3D est vraisemblablement moins toxique dose gale que la radiothrapie conventionnelle.[09]

II.2. La simulation virtuelle Le Simulateur virtuel est constitu de 3 lments : un scanner, un systme de reprage externe constitu de 3 lasers mobiles dont le dplacement est gr de manire informatique, et enfin une console dite de simulation virtuelle capable de traiter les donnes acquises au scanner. Lutilisation de la simulation virtuelle permet de dfinir toute la balistique du traitement, valider cette balistique et reprer de faon dfinitive les points dentres des faisceaux sur la peau du patient, cela en une seule et unique opration lors de lexamen scann. Le scanner, ici nest pas utilis dans un but diagnostique, mais uniquement dans le but dacqurir les donnes anatomiques du patient, ncessaires la mise en uvre de son traitement. Les coupes scanner produites sont transfres sur la console de simulation virtuelle o le mdecin radiothrapeute peut alors dessiner les contours de la Tumeur et ceux des organes protger. Grce la reconstruction informatique des images partir des coupes scanner, il est possible de dterminer lorientation et la dimension optimales des faisceaux permettant dassurer une couverture adquate de la tumeur tout en pargnant les tissus sains avoisinants. Le point dintersection de lensemble des faisceaux, qui correspond au point de prescription de la dose, appel point "Isocentre", ce point va tre transfr vers la console de gestion du


22

positionnement des lasers. Les lasers se positionnent alors automatiquement et leur projection sur la peau du patient permet le reprage dfinitif de ce point. Ces techniques permettent au final damliorer le contrle tumoral et/ou de diminuer le taux de complications. Le confort du patient est galement amlior puisque ce dernier ne se dplace quune seule fois, entre la simulation et le dbut du traitement.[15]

II.3. Dfinition de la radiothrapie conformationnelle La radiothrapie conformationnelle 3D est une irradiation transcutane dans laquelle le volume trait est adapt au volume cible reconstruit en trois dimensions. Elle a trouv son suce grce aux progrs de limagerie et de linformatique qui ont permis, dune part la visualisation de la tumeur et des diffrents organes de voisinage en 2 et 3 dimensions permettant une meilleure balistique, et dautre part lapparition de logiciels de dosimtrie fiables. Elle permet de dlivrer avec une grande prcision une forte dose de rayons ionisants au volume cible tout en irradiant le moins possible les tissus sains et les organes risques avoisinants et amliorer la tolrance de traitement.[15]

La mise en uvre de cette technique fait appel : Des moyens assurant la reproductibilit du traitement (moyens de contention pour

limmobilisation du patient, ). Une imagerie tridimensionnelle de la totalit des volumes irradis (scanographie

ventuellement complte par IRM, TEP, fusion dimages). Une dlination des volumes cibles et des organes critiques auxquels sont appliques

des marges de scurit adaptes. Une balistique et une collimation personnalise des faisceaux (caches personalises

collimateurs multilames) dtermines partir dun calcul tridimensionnel de la distribution de doses dans les diffrents volumes: (Gross Tumor Volume: GTV), (Clinical Target Volume : CTV), (Planning Target Volume : PTV).

Un contrle de la reproductibilit du traitement (imagerie portale, gammagraphie lobtention dune meilleure balistique et dune dosimtrie 3D est ainsi lorigine de lamlioration de la qualit de lirradiation, garantie par la mise en place de procdures de Contrle Qualit, facilites par le rseau et laccs informatis lensemble des donnes (paramtrage technique, dosimtrique et imagerie).


23

II.4. Principes En radiothrapie conformationnelle, lacclrateur linaire utilis est muni dun collimateur multilames qui permet dadapter et de conformer le faisceau de radiation la forme de la tumeur. Elle permet ainsi la ralisation dune balistique plus complexe de lirradiation, en conformant au mieux les isodoses au volume cible et en pargnant les tissus sains, faisant envisager une amlioration de lindex thrapeutique. Les doses reues par le volume tumoral et les organes sains sont mieux connues avec lutilisation des histogrammes dose-volume.

Llaboration dun plan de traitement se fait en 3 tapes :

II.4.1. Acquisition des donnes Les donnes anatomiques du patient selon les 3 dimensions de lespace sont enregistres travers une imagerie tomodensitomtrique (TDM ou IRM).la srie dimage obtenue est appele volume de rfrence ou de planification.

II.4.2. laboration de la planification Sur la console du FOCAL SIM le radiothrapeute contour la tumeur et les organes risques, La dtermination avec exactitude des limites du volume cible est trs difficile dans la mesure o beaucoup de paramtres doivent tre pris en considration.

Trois types de volumes sont dfinis :

Le volume tumoral macroscopique (Gross Tumor Volume: GTV). Le volume cible anatomique (Clinical Target Volume: CTV). Le volume cible prvisionnel (Planning Target Volume: PTV).

Figure II.1: Types de volumes cible.


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Le Volume Tumoral Macroscopique (GTV) comprend les lsions tumorales palpables, dtectables ou mesurables avec les moyens dimagerie habituellement utiliss.

Le Volume Cible Anatomique (CTV) comprend lensemble du volume anatomique dans lequel on veut irradier la maladie cancreuse macroscopique et/ou microscopique. Il implique lvaluation des risques denvahissement en fonction des connaissances cliniques et la prise en compte des risques encourus ventuellement par les tissus sains inclus dans ce volume. Il est dfini selon les mmes principes que le volume tumoral macroscopique avec une marge de scurit dfinie autour du GTV qui ne dpend que des incertitudes anatomo-cliniques.

Le Volume Cible Prvisionnel (PTV) comprend le volume CTV, entour dune marge de scurit permettant de prendre en compte les incertitudes dues au mouvement du patient et les incertitudes lies lquipement, tout en considrant la tolrance des organes risque. Cette marge de scurit peut varier selon la localisation anatomique et les moyens techniques disponibles.

Aprs cela le radiothrapeute va transfrer le plan du patient au physicien, qui va entamer ltape de la dosimtrie, consiste choisir la balistique et lnergie et les points de pondrations des faisceaux, ainsi que la distribution optimale des isodoses la tumeur et aux tissus sains. Et en dernier temps le physicien et le radiothrapeute vont valider le plan de traitement.

II.4.3. Traitement La dose totale dlivrer sur le PTV est dtermine par le radiothrapeute. Dune manire gnrale, le traitement est tal sur plusieurs semaines, raison dune sance journalire, lexception du vendredi et samedi. Lirradiation est pratiquement toujours fractionne, pour permettre lorganisme de mieux la supporter. Le fractionnement favorise le renouvellement des cellules saines, plus rapide que celui des cellules cancreuses.

Un traitement ncessite donc une prparation, et ne peut commencer avant que la position de traitement du patient et la balistique dirradiation n'aient t dtermines avec prcision.

Au dbut du traitement, dans la rgion irradie, la population des cellules tumorales va donc dcrotre plus rapidement que la population des cellules saines. En fin de traitement, la


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quantit de cellules tumorales survivantes est considre comme suffisamment faible pour tre limine par les dfenses immunitaires de l'organisme.

II.5. Accessoires de traitement Les acclrateurs sont dsormais quips en option d'un MLC et d'un EPID. Le premier accessoire de traitement directement associ la RTC est le MLC, permettant de reproduire rapidement la forme du faisceau dtermine durant l'tude dosimtrique. Le second est lEPID, systme d'imagerie numrise qui permet de contrler la concidence du champ de traitement avec la zone traiter.

Figure II.2: Acclrateur linaire avec lisocentre et les marqueurs lasers.


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II.5.1. Collimateurs multi-lames Le MLC est constitu de deux mchoires opposes, composes d'un assemblage de lames qui peuvent tre dplaces indpendamment les unes des autres (Figure II.3).

Il est possible d'ajuster la position de chaque lame, pour donner chaque mchoire la forme souhaite. Le dplacement des lames est pilot par informatique. Les lames peuvent tre dplaces pendant l'irradiation. Ces caractristiques font du MLC l'outil de conformation idal pour reproduire la forme complexe des champs.

Figure II.3: Collimateur multi-lames

La possibilit de piloter en temps rel les lames permet de modifier dynamiquement la forme du faisceau pendant l'irradiation. Lirradiation peut tre ralise en continu, avec synchronisation des mouvements de rotation de l'acclrateur et de dplacement des lames, permettant ainsi une rpartition de dose encore plus adapt au PTV.


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II.5.2. Imageur de contrle (EPID) Parmi les premires techniques voir le jour, limagerie portale, Cette dernire dsigne un ensemble de systmes dimagerie permettant dacqurir des images de contrle dans la salle de traitement avant ou pendant celui-ci. La technique utilise tant la projection de rayons, les images obtenues sont des images 2D de projection.

Le systme dimagerie, positionn sous la table de traitement, donne au moyen du faisceau de rayons X issus de lacclrateur une image du champ dirradiation. Il est connu par ces initiales anglaises E.P.I.D. pour Electronic Portal Imaging Device ou systme dimagerie portale lectronique). Compte tenu de lnergie du faisceau, limage nest que trs faiblement contraste. Figure II.4

Figure II.4 : Systme dimagerie intgr (EPID)

Afin de contrler le positionnement du patient, une image portale est acquise avant ou pendant le traitement. Cette image est ensuite compare une image de rfrence. Cette image de rfrence peut tre soit une image portale prcdemment valide par le praticien soit une DRR. Les mthodes proposes se diffrencient dans la faon de comparer les images : intgralit de limage ou uniquement quelques caractristiques communes dans les deux images. Dans cette dernire catgorie, des primitives communes, pouvant tre anatomiques ou pas, sont extraites des images puis compares.

D'autres systmes sont expriments, comme les matrices de chambres d'ionisation, de diodes, etc. Chaque systme a ses avantages et ses inconvnients.

Chapitre II: Radiothrapie

L'inconvnient majeur, commun tous les EPID, est la mauvaise qualit de l'image, due aux fortes nergies utilises. Ce problme se rpercute sur son utilisation, bien sodes clichs de contrle exploits aprs la sance de traitement.

L'amlioration de la qualit de l'image, la diminution du temps d'irradiation ncessaire une acquisition, et des logiciels plus interactifs et plus performants, devraient son utilisation.

II.5.3. Radiographies de centrageLes images radiologiques digitales reconstruites DRR (Digitally Reconstructed radiographs) sont des images 2D gnres par un algorithme spcifique de rendu volumique (Rayappliqu sur le volume de rfrence, et utilises pour simuler la physique des rayons X dlivrs par lacclrateur de faon reproduire virtuellement, partir de n'importe quel angle de vise, une radiographie. La DRR a pour objectif de raliser des projections dusagit plus de chercher valuer la densit dun objet, ici le but est plutt dvaluer lintensit en chaque point de limage sur laquelle on projette lobjet figure II.

Figure II.5 : Image reconstruite par projection de

La russite dun traitement par radiothrapie dpend largement de la prcision dans le repositionnement du patient ou plus exactement du volume irradier par rapport Lisocentre de la machine. Lisocentre est le point de rfrence dlaxe du faisceau et de laxe mcanique. 100 % de la dose maximale sera reue cet endroit.

Les praticiens ont recours des moyens de contention et autres techniques pour reproduire le plus fidlement possible la position initiale du patient, parmi cellesconsiste crer des moules thermoforms servant immobiliser le patient. Mais la mthode la plus utilise reste les faisceaux lasers fixes permettant de dfinir 3 plans, utilis

Chapitre II: Radiothrapie Conformationnelle

L'inconvnient majeur, commun tous les EPID, est la mauvaise qualit de l'image, due aux fortes nergies utilises. Ce problme se rpercute sur son utilisation, bien sodes clichs de contrle exploits aprs la sance de traitement.

L'amlioration de la qualit de l'image, la diminution du temps d'irradiation ncessaire une acquisition, et des logiciels plus interactifs et plus performants, devraient

Radiographies de centrage Les images radiologiques digitales reconstruites DRR (Digitally Reconstructed radiographs) sont des images 2D gnres par un algorithme spcifique de rendu volumique (Ray

le volume de rfrence, et utilises pour simuler la physique des rayons X dlivrs par lacclrateur de faon reproduire virtuellement, partir de n'importe quel angle de vise, une radiographie. La DRR a pour objectif de raliser des projections dusagit plus de chercher valuer la densit dun objet, ici le but est plutt dvaluer lintensit en chaque point de limage sur laquelle on projette lobjet figure II.5

Image reconstruite par projection de volume(DRR) du

La russite dun traitement par radiothrapie dpend largement de la prcision dans le repositionnement du patient ou plus exactement du volume irradier par rapport Lisocentre de la machine. Lisocentre est le point de rfrence de Lacclrateur, cest lintersection entre laxe du faisceau et de laxe mcanique. 100 % de la dose maximale sera reue cet endroit.

Les praticiens ont recours des moyens de contention et autres techniques pour reproduire le ible la position initiale du patient, parmi celles-ci il y a le moulage qui

consiste crer des moules thermoforms servant immobiliser le patient. Mais la mthode la plus utilise reste les faisceaux lasers fixes permettant de dfinir 3 plans, utilis

Conformationnelle 2011

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L'inconvnient majeur, commun tous les EPID, est la mauvaise qualit de l'image, due aux fortes nergies utilises. Ce problme se rpercute sur son utilisation, bien souvent limite

L'amlioration de la qualit de l'image, la diminution du temps d'irradiation ncessaire une acquisition, et des logiciels plus interactifs et plus performants, devraient l'avenir faciliter

Les images radiologiques digitales reconstruites DRR (Digitally Reconstructed radiographs) sont des images 2D gnres par un algorithme spcifique de rendu volumique (Ray-Tracing)

le volume de rfrence, et utilises pour simuler la physique des rayons X dlivrs par lacclrateur de faon reproduire virtuellement, partir de n'importe quel angle de vise, une radiographie. La DRR a pour objectif de raliser des projections dun objet. Il ne sagit plus de chercher valuer la densit dun objet, ici le but est plutt dvaluer lintensit

volume(DRR) du cavum

La russite dun traitement par radiothrapie dpend largement de la prcision dans le repositionnement du patient ou plus exactement du volume irradier par rapport Lisocentre

e Lacclrateur, cest lintersection entre laxe du faisceau et de laxe mcanique. 100 % de la dose maximale sera reue cet endroit.

Les praticiens ont recours des moyens de contention et autres techniques pour reproduire le ci il y a le moulage qui

consiste crer des moules thermoforms servant immobiliser le patient. Mais la mthode la plus utilise reste les faisceaux lasers fixes permettant de dfinir 3 plans, utiliss par les


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oprateurs pour tracer des marqueurs cutans sur lesquels les lasers viennent saligner chaque nouveau positionnement.

Linconvnient de ces mthodes est quelles garantissent une reproductibilit de la position des structures externes (pelvis, crne,..) mais ne permettent pas de contrler les positions des organes comme le foie ou encore la prostate o les possibilits de dplacement sont plus importantes, dues notamment la respiration et changements morphologiques du patient pendant la dure du traitement.

Des solutions utilisant limagerie de contrle sont alors apparues, limage de rfrence est compare une image prise chaque dbut de sance pour quantifier le dplacement de lorgane.

II.5.4. Limites de la radiothrapie conformationnelle Alors que les effets favorables en termes de rsultats ne sont pas encore prouvs, l'application de cette nouvelle technique soulve un certain nombre de problmes.

Le volume-cible doit tre dfini de faon plus prcise qu'en radiothrapie classique si l'on veut pouvoir augmenter les doses et limiter les effets secondaires; des marges sont prvues pour traiter une ventuelle extension microscopique de la maladie qui n'est visible ni en TDM, ni l'IRM et sont donc difficiles apprcier.

Le reprage n'est actuellement ralis que sur des coupes tomodensitomtriques, les logiciels de dosimtrie ne permettant de travailler qu'avec cette technique d'imagerie, excluant pour l'instant l'IRM. Le scanner acquisition spirale constitue un apport important grce la

possibilit d'obtenir des coupes jointives sans artfacts lis aux mouvements respiratoires. Pour la prostate, la prvision des complications au niveau du rectum et de la vessie, principaux organes sains voisins, se heurte au problme des variations de volume de ces organes creux. Ces variations sont particulirement importantes en cours de traitement pour la vessie, dont l'aspect change en fonction du remplissage ou de la position (procubitus ou dcubitus dorsal), entranant une exposition variable de ses parois l'irradiation et une mobilisation de la prostate et des vsicules sminales. Pour limiter ces mobilisations qui peuvent encore tre aggraves par un mauvais positionnement du patient, certaines quipes utilisent des systmes de contention. Le principe primordial est cependant de vrifier avant le


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traitement que la qualit du repositionnement du patient est cohrente avec les marges de scurit choisies (leur taille est donc variable selon la qualit du repositionnement).

La radiothrapie conformationnelle ncessite des investissements initiaux lourds, lis au cot des collimateurs multilames et des logiciels; ces investissements s'intgrent cependant dans le cadre du renouvellement des appareillages, profitent tous les malades, amliorent la qualit des traitements de routine et la charge de travail du personnel. L'augmentation du temps-mdecin a pu tre estime 30% dans sa partie ; technique, alors que le temps de travail du physicien est actuellement tripl.

Chapitre III Matriels Et Equipements Utiliss

III.1. Introduction La radiothrapie externe est utilise dans le traitement dau moins 60 % des cas de cancers.traitement par radiothrapie implique un compromis entre la ncessit dirradier suffisamment le tissu cancreux pour permettre le contrle local de la tumeur et la volont dirradier au minimum les tissus sains voisins afin de limiter la morbidit. Lesimagerie mdicale, en informatique et en radiothrapie ont permis, depuis une dcennie, de dvelopper la radiothrapie conformation

Le traitement le plus frquent en radiothrapie du cancer est utilis par lmission de phot haute nergie ; quant au mode utilisant les lectrons, il est relgu en deuxime position,Alors que la production de ces derniers sobtient laide dun acclrateur linaire de particules). [17]

III.2. Description gnraleL'acclrateur linaire de particule par le constructeur SIEMENS. Conu pour le traitement en radiothrapie, il possde deux voies de faisceau d'irradiation. La premire est une voie de photons mis selon deux nergies : une basse aux environs de 6 MV, c'est le mode 6MV et une haute 18 MV, c'est le mode 18MV. La deuxime est utilise dans le traitement environs de 6, 9, 12, 15, 18 et 21 MV. L'acclrateur possde ainsi un chariot mobile sur lequel sont pr-monts les diffrents composants ncessaires la formation du faisceau d'irradiation .Pour situer ces composantes, le schma d'un acclrateur linaire est prsent la figure III.1

Figure III.1

Chapitre III Matriels Et Equipements Utiliss

La radiothrapie externe est utilise dans le traitement dau moins 60 % des cas de cancers.traitement par radiothrapie implique un compromis entre la ncessit dirradier suffisamment le tissu cancreux pour permettre le contrle local de la tumeur et la volont dirradier au minimum les tissus sains voisins afin de limiter la morbidit. Les progrs technologiques en imagerie mdicale, en informatique et en radiothrapie ont permis, depuis une dcennie, de

conformationelle.

Le traitement le plus frquent en radiothrapie du cancer est utilis par lmission de phot; quant au mode utilisant les lectrons, il est relgu en deuxime position,

Alors que la production de ces derniers sobtient laide dun acclrateur linaire de

Description gnrale sur les acclrateurs linairede particule tudi au cours de ces travaux est de type Primus, labor

par le constructeur SIEMENS. Conu pour le traitement en radiothrapie, il possde deux voies de faisceau d'irradiation. La premire est une voie de photons mis selon deux nergies :

environs de 6 MV, c'est le mode 6MV et une haute 18 MV, c'est le mode 18MV. La deuxime est utilise dans le traitement par lectrons et gnre des faisceaux aux

18 et 21 MV. L'acclrateur possde ainsi un chariot mobile sur monts les diffrents composants ncessaires la formation du faisceau

.Pour situer ces composantes, le schma d'un acclrateur linaire est prsent

Figure III.1 : Acclrateurs Linaires S

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