Coefficient d’absorption massique d’énergie

Nous venons de décrire les différentes interactions qui peuvent survenir entre des photons de différentes énergies et un matériau qu’ils traversent. D’un point de vue plus global, l’ensemble de ces interactions peut se traduire parune atténuation massique du faisceau ou une absorption massique d’énergie. La première de ces deux grandeurs, que nous avons introduite au début de cette partie, décrit uniquement la probabilité d’occurrence d’un type d’interaction particulier. Du point de vue de la physique médicale, il est surtout important de connaître la fraction d’énergie cédée par ionisation au milieu traversé, plutôt que le type d’effet mis en jeu. Pour cela, tous les modes d’interactions sont donc rassemblés dans un seul coefficient d’absorption massique d’énergie ρ en µ . Ce dernier a été calculé et tabulé pour l’ensemble des matériaux pouvant intervenir en dosimétrie [ICRU44]. Il est obtenu de la manière suivante :
1. en pondérant le coefficient d’atténuation massique par un facteur représentant la fraction d’énergie transférée par le photon incident à l’électron touché. Ce facteur multiplicatif est égal à un pour l’effet photoélectrique, et inférieur à l’unité pour l’effet Compton ou la création de paire.
2. en pondérant ce résultat par la fraction moyenne d’énergie effectivement utilisée par les électrons secondaires pour ioniser le milieu (énergie perdue par collisions). Sont représentés, Figure I.11, les coefficients d’atténuation massique et d’absorption massique d’énergie dans l’eau.

Effets biologiques des rayonnements ionisants

Si seules les interactions entre rayonnements et matière sont prises en compte, il y a une grande disproportion entre l’énergie déposée par les rayonnements et l’effet biologique observé. Par exemple, une dose de 1 Gy , soit 1 J/kg (cf. paragraphe suivant), correspond, soit à une élévation de la température du volume irradiéde 2.10 -3 °C, soit à l’ionisation de 2.10 15 molécules par gramme, ce qui représente à peine 2 molécules d’eau sur 10 7 . Or si une aussi faible élévation de température est sans conséquence pour l’individu concerné, il n’en va pas de même pour cette densité d’ionisation, qui est, quant à elle, létale.

Les lésions induites

Si les rayonnements ionisants occasionnent tant de dommages au niveau des cellules, c’est que ces dommages ne sont pas uniquement occasionnés par des particules incidentes ayant interagit avec leur noyau, mais également (et même à 90 % [JOL04]) indirectement par des radicaux libres, fortement réactifs, issus de la radiolyse de l’eau (qui constitue 70 % du corps humain) [Tub86]. Ces radicaux, une fois créés, peuvent s’attaquer aux différents organites de la cellule (membrane, appareil de Golgi…). Cependant, en raison de son rôle important dans la cellule, les lésions les plus étudiées sont celles induites sur la molécule d’ADN. Les différents dommages que peut subir l’ADN sont représentés à la Figure I.13.
Parmi les cinq grands types de modifications identifiés au niveau de l’ADN, nous ne citerons ici que les cassures simple brin ou double brin, et les modifications de la structure chimique des bases (A, C, T, G). Toutes ces modifications entraînent des perturbations fonctionnelles qui peuvent aboutir soit à la mort cellulaire, soit à des mutations en fonction de la réponse adoptée par la cellule.

La réponse cellulaire

Les mécanismes de réponse de la cellule à l’irradiation sont extrêmement complexes. Néanmoins, ces mécanismes peuvent être décrits schématiquement suivant la chronologie schématisée Figure I.14.

Effets cellulaires des rayonnements ionisants, courbe de survie cellulaire

La considération des effets des rayonnements au niveau tissulaire apporte encore un degré de complexité au problème déjà riche qu’est la réponse cellulaire aux rayonnements. En effet, la sensibilité des tissus à l’irradiation dépend d e très nombreux paramètres : les paramètres cellulaires qui viennent d’être présentés, mais aussi le type de cellule considéré, l’état d’oxygénation du tissus, etc…
La radiosensibilité des tissus est généralement caractérisée par des courbes de survie cellulaire. C’est-à-dire la proportion de cellules survivantes en fonction de la dose absorbée. Pour beaucoup de cellules, et pour les rayonnements ionisants de faible transfert d’énergie linéique, les courbes de survie présentent un épaulement pour les faibles doses, puis une diminution exponentielle de la survie (Figure I.16). Ce comportement est généralement modélisé par une fonction linéaire quadratique :

Dose équivalente, H

La dose équivalente prend en compte le premier degré de complexité biologique, celui de la cellule. En effet, la mortalité de la cellule étant liée, dans un premier temps à la densité d’ionisation, la dose équivalente tient compte de la nature du rayonnement incident en terme de TEL. À énergie égale, 1 MeV par exemple, une particule αproduit 6000 ionisations par µm de tissus, un proton 600 ionisations par µm et un électron 6 ionisations par µm . Or une densité d’ionisations, et donc de dommages, plus importanteva rendre la réparation de la cellule plus difficile. Ainsi, une irradiation par des particules α génère beaucoup plus de dégâts qu’une irradiation par des électrons.

Ordres de grandeurs

Pour donner quelques grandeurs sur les effets déterministes d’une irradiation sur un individu, l’homme subira une stérilité transitoire lors d’une exposition unique supérieure à 100 mSv et définitive au dessus de 4 à 6 Sv. Une femme deviendra stérile si elle est exposée au-delà de 2 à 6 Sv transitoirement, ou bien soumise à une dose supérieure à 0.2 Sv / an. Des expositions globales de 1 à 2 Sv conduisent (entre autres) à des nausées, de 2 à 4 Sv, à une anémie, de 4 à 6 Sv à une aplasie (arrêt du développement cellulaire), de 6 à 8 Sv à des diarrhées et des hémorragies, de 8 à 10 Sv à une insuffisance respiratoire et au-delà de 10 Sv en général au décès rapide du sujet.
A cela s’ajoutent les effets stochastiques (cancers…) qui peuvent apparaître de façon aléatoire dès les faibles doses, et dont la probabilité augmente avec la dose reçue.

Spectre des faisceaux de photons

Les faisceaux de photons, produits par rayonnement de freinage, puis homogénéisés par le cône égalisateur, présentent des spectres en énergie très larges. Typiquement, ils s’étendent de zéro jusqu’à l’énergie d’accélération avec un maximum correspondant approximativement au dixième de cette énergie et une moyenne approximativement au quart (Figure II.6). Ainsi, le spectre d’un faisceau de photons ne peut être caractérisé que par la différence de potentiel appliquée et s’exprime donc en kV .

Balistique et techniques d’irradiation

Les caractéristiques des faisceaux, tant en électrons qu’en photons, décrites précédemment, montrent bien qu’il est impossible d’irradier une tumeur sans irradier également les tissus sains avoisinants. Il va donc être nécessaire, lors d’un traitement de radiothérapie, de maximiser la dose à la tumeur tout en minimisant ladose aux tissus sains, en général, et aux organes à risque, en particulier. Cette nécessité aentraîné la mise en place de techniques de traitement de plus en plus complexes, dont l’enjeu commun est de conformer au maximum la dose au volume traité.
La technique la plus “basique”, pour atteindre cet objectif, consiste à irradier le patient sous des incidences multiples mais convergeant toutes vers la tumeur. Ce procédé permet de diminuer la dose aux entrées faisceau, tout en conservant une dose cumulée importante à leur intersection, c’est-à-dire au niveau du volume cible.
La conformation de la dose passe également par l’utilisation de collimateurs adaptés à la forme de la tumeur. Or, ces dernières années, celle-ci a été largement favorisée par l’utilisation de collimateurs multi-lames et par les progrès techniques importants dont ils ont fait l’objet.
Parmi les nouvelles techniques tirant profit de cette avancée, deux sont particulièrement remarquables et vont nous intéresser plus particulièrement : la Radiothérapie Conformationnelle par Modulation d’Intensité (RCMI ou IMRT pour l’acronyme anglophone) et la tomothérapie.
Une troisième technique de pointe sera également abordée, la radiochirurgie stéréotaxique, qui traite de très petits volumes à l’aide d’un grand nombre de faisceaux extrêmement fins.

La Radiothérapie Conformationnelle par Modulation d’Intensité

La RCMI est, en quelque sorte, une évolution de la radiothérapie conformationnelle. Mais alors que cette dernière utilise des champs de fluence homogène dont la géométrie est adaptée à la forme de la tumeur, la RCMI utilise des faisceaux de fluence non homogène. L’intérêt d’utiliser des champs complètement “modulables” estdouble. Il permet de mieux “viser” la tumeur, mais aussi d’établir la planification du traitement beaucoup plus efficacement. En effet, la planification en radiothérapie conformationnelle classique consiste à calculer la distribution de dose relative à une configuration de traitement donnée, à l’évaluer et à l’améliorer en modifiant la configuration initiale (modification d’un faisceau, ajout d’un nouveau faisceau, etc…). La planification de traitement inverse consiste, quant à elle, à fixer les objectifs dosimétriques et à laisser un algorithme itératif trouver la balistique optimale respectant ces objectifs. Ce type de planification est rendu possible par le nombre de degrés de liberté apporté par la modulation d’intensité.
La RCMI doit donc son essor aux progrès techniques faits à la fois au niveau des collimateurs multi-lames et des logiciels de planification de traitement inverse.
Une fois la planification effectuée, le traitement peut alors se dérouler selon deux techniques différentes :
La technique statique, ou “Step and Shoot” consiste à additionner des sous-champs ayant chacun une fluence homogène afin d’obtenir un champrésultant inhomogène. Ce procédé est illustré par la figure II.9.

La tomothérapie

En toute rigueur, la tomothérapie est elle-même unetechnique de RCMI. Elle est néanmoins considérée à part en raison des évolutions importantes qu’elle apporte au traitement. En effet, au lieu d’irradier le patient suivant un nombre fini d’incidences (généralement de 5 à 15 en RCMI), la tomothérapie va utiliser une cinquantainede faisceaux très fins (dits en “tranches”) dont l’intensité est modulée pour maximiser la doseau volume cible et minimiser la dose aux organes sensibles ([Tho05], [Mac93]). De façon analogue à la RCMI, cette technique se scinde en deux catégories : la tomothérapie en série et la tomothérapie hélicoïdale.
La tomothérapie en sérieeffectue le traitement “tranche par tranche”. À chaque tranche, le bras de l’accélérateur tourne autour du patient pendant qu’un collimateur binaire, dont chaque lame est soit ouverte, soit fermée (Figure II.11) fait varier l’intensité du faisceau (le champ projeté par chaque lame fait environ 1 ×1 cm²). Une fois la rotation terminée, la table se déplace pour repositionner le patient pour la tranche suivante.

Dosimétrie en physique médicale

Comme nous le prouvent les efforts faits dans la conformation de l’irradiation à la tumeur, le dépôt de dose dans les tissus du patient est critique et se doit d’être extrêmement précis. En effet, un sous-dosage de la tumeur risque d’entraîner la survie d’un certain nombre de cellules pathologiques et donc une récidive. Au contraire, un surdosage des tissus sains environnants, peut engendrer de sérieuses complications. Les limites établissant la réussite ou l’échec du traitement sont de ±5 % sur la dose totale prescrite.

Dosimètres usuels

Afin d’effectuer tous les contrôles dosimétriques nécessaires à la réussite du traitement, les radiophysiciens disposent d’un certain nombre de détecteurs, allant du détecteur ponctuel au détecteur tridimensionnel. Le principe de fonctionnement des techniques les plus couramment rencontrées est décrit ici. Leurs avantages et inconvénients, dans le contexte qui nous intéresse, seront discutés plus loin. La calorimètrie est l’une des premières techniques de mesure de dose. Elle consiste à mesurer l’élévation de température produite par le faisceau incident (quelques millièmes de degrés Celsius pour 1 Gy). Le calorimètre est d’unegrande précision et constitue l’étalon du Gray, mais son usage est fortement limité par sa difficulté d’utilisation. C’est, en effet un appareil étalon nécessitant une procédure de mesurestandard (enceintes thermostatées).
La chambre à ionisation constitue, quant à elle, un étalon secondaire de dose et est le détecteur le plus employé dans le domaine. Son fonctionnement est basé sur la collection de la charge électrique produite par ionisation par une source de rayonnement ionisant. L’énergie nécessaire pour créer une paire électron-ion dans l’air présente l’avantage d’être peu dépendante de l’énergie du rayonnement incident. En revanche, ce détecteur n’est pas équivalent tissu en électron et nécessite un certain nombre de corrections, notamment en faisceau d’électrons [And00].
Les détecteurs solides peuvent être des semi-conducteurs, silicium ou germanium par exemple, qui constituent une jonction p-n. L’ionisation par le faisceau incident produit un courant globalement proportionnel au débit de dose. Il peut également s’agir de détecteurs, dont le fonctionnement est plus proche de celui des chambres d’ionisations tels que les détecteurs diamant. Ces détecteurs, de plus petite dimension que les chambres, sont généralement utilisés pour les petits champs ou la dosimétrie in vivo. Néanmoins, ils présentent des dérives thermiques importantes [Buc03].
Lorsqu’un rayonnement ionisant interagit avec un cristal thermoluminescent, des paires électron-trou sont poussées vers la bande de conduction. Les trous peuvent, par la suite, être piégés par des impuretés ou des dopants à des endroits nommés centres de luminescence. Un chauffage du cristal permet alors d’apporter suffisamment d’énergie aux électrons pour que certains passent dans la bande de conduction et se recombinent avec les trous, produisant ainsi une lumière mesurable proportionnelle à l’énergie déposée. Ils présentent néanmoinsl’inconvénient de devoir être lus à posteriori [Buc03].
Les scintillateurs plastiques font partie des détecteurs émergeant à peine du stade expérimental pour le domaine de la dosimétrie. Il s’agit généralement de dosimètres à fibre, constitués d’une fibre optique scintillante de très petit volume (1 mm de diamètre et entre 1 mm et 1 cm de long), couplée à un photodétecteur via une fibre optique claire ([Cli00], [Bed01], [Font02-I], [Arc06]). Quelques groupes s’orientent également vers des systèmes à deux dimensions ([Boo98, [Boo00]], [Pet06]).

Table des matières

Introduction 
Chapitre 1 : Aspects élémentaires, interactions rayonnement-matière
A. Les électrons
1. Transfert par collisions
2. Transfert par freinage ou Bremsstrahlung
3. Effet Čerenkov
4. Parcours
B. Les photons
1. Diffusion cohérente ou effet Rayleigh
2. Effet photoélectrique
3. Diffusion incohérente ou effet Compton
4. Création de paire ou matérialisation
5. Coefficient d’absorption massique d’énergie
C. Effets biologiques des rayonnements ionisants
1. Les lésions induites
2. La réponse cellulaire
3. Effets cellulaires des rayonnements ionisants, cour be de survie cellulaire
D. Unité de mesure : la Dose
1. Dose absorbée, D
2. Dose équivalente, H
3. Dose efficace, E
4. Ordres de grandeurs
Chapitre 2 : Éléments de radiothérapie et de dosimétrie
A. Éléments de radiothérapie
1. Accélérateurs et rayonnements utilisés en radiothér apie
1.1. Accélérateur linéaire
1.2. Traitements en faisceaux d’électrons
a. Spectre des faisceaux d’électrons
b. Rendements en profondeur
c. Courbes isodose standard
1.3. Traitements en faisceaux de photons
a. Spectre des faisceaux de photons
b. Rendement en profondeur
c. Courbes isodoses standard
2. Balistique et techniques d’irradiation
2.1. La Radiothérapie Conformationnelle par Modulation d’Intensité
2.2. La tomothérapie34
2.3. La radiochirurgie stéréotaxique
B. Dosimétrie en physique médicale
1. Dosimètres usuels
2. Dosimétrie et Contrôle qualité en RCMI
2.1. Cahier des charges
2.2. État de l’art
a. Les films
b. Les matrices
c. Les systèmes d’imagerie portale
d. Les gels dosimétriques
2.3. Une nouvelle approche, le DosiMap
Chapitre 3 : Etude de divers scintillateurs plastiques pour la dosimétrie
A. Réponse dosimétrique, équivalence tissu
1. Réponse aux électrons
2. Réponse aux photons
B. Spectre d’émission et rendement lumineux
1. Mécanismes de scintillation des scintillateurs plas tiques
2. Mesure des spectres d’émission
C. Linéarité du rendement lumineux
1. Mesure des rendement lumineux, réponse aux électrons et aux photons
1.1. Quenching et modèle de Birks
1.2. Réponse aux photons de basse énergie
2. Mesure du rendement lumineux par coïncidences Compton
2.1. Description qualitative de la méthode
a. Génération d’une source interne d’électrons
b. Sélection en énergie des électrons
3. Dispositif expérimental
3.1. La source radioactive
3.2. Le scintillateur, dimensionnement
3.3. Les photodétecteurs
3.4. Le détecteur Germanium
3.5. L’unité de coïncidence
4. Résultats expérimentaux
4.1. Spectre de coïncidences
4.2. Spectres du nombre de photoélectrons
4.3. Réponse lumineuse aux électrons
a. Rendement lumineux, modèle de Birks et valeur efficace de bruit
b. Incertitudes liées à la précision expérimentale
c. Rendement lumineux
d. Réponse lumineuse à un électron
4.4. Réponse aux photons
5. Biais introduit par des coïncidences multiples
6. Conclusion
D. Temps de réponse
E. Conclusion
Chapitre 4 : Etude du rayonnement Čerenkov et de ses effets en dosimétrie optique
A. Rendements comparés du rayonnement Čerenkov et de la scintillation
B. Impacts sur la dosimétrie optique
C. Suppression de la réexcitation du scintillateur par le rayonnement Čerenkov
1. Sélection du filtre gélatine optimal
2. Quantification expérimentale
2.1. Evaluation des différentes contributions lumineuses
2.2. Suppression de la réexcitation et des réflexions
D. Filtrage du rayonnement Čerenkov
1. Approche soustractive
1.1. Implantation pratique
1.2. Filtrage
2. Approche colorimétrique
2.1. Filtrage
2.2. Filtres optimaux et filtres utilisés
3. Comparaison préliminaire des deux méthodes de filtr age
E. Conclusion
Chapitre 5 : Etude du blindage de la caméra
A. Caractérisation des rayonnements diffusés hors cham p d’irradiation
1. Matériel et méthode
2. Origine et quantité des rayonnements
3. Énergie moyenne des rayonnements
B. Conséquences sur le capteur CCD et sur les mesures de dose
1. Effet des Rayonnements ionisants sur les semi-condu cteurs et les capteurs CCD
1.1. Structure type d’un Charge-Coupled Device
1.2. Dommages d’ionisation
1.3. Dommages de déplacement
2. Caractérisation des impacts lors d’une acquisition avec faisceau
2.1. Caractérisation locale
2.2. Caractérisation globale
2.3. Modélisation numérique et quantification du nombre d’impacts
3. Caractérisation des dommages consécutifs à l’irradiation
3.1. Augmentation du courant inverse
3.2. Pixels détériorés
4. Conséquences sur la mesure de dose
C. Blindage et traitement numérique des impacts
1. Le blindage
1.1. Détermination du blindage optimal
1.2. Evaluation d’un blindage effectif
1.3. Vérification du blindage effectif
1.4. Le blindage définitif
2. Suppression numérique des impacts restants
2.1. Dérivation temporelle
2.2. Dérivation spatiale
D. Conclusion
Chapitre 6 : Réponse dosimétrique du DosiMap 
A. Le prototype expérimental
1. Production du signal lumineux
2. Mesure du signal lumineux
3. Support mécanique
B. La calibration
1. Pour le filtrage soustractif
2. Pour le filtrage colorimétrique
2.1. Filtres testés
2.2. Démodulation du signal
2.3. Détermination de a et b
C. Etude d’un faisceau homogène
1. Filtrage soustractif
1.1. Quantité de lumière mesurée
1.2. Distribution de dose
a. Rendement en profondeur et profil du faisceau
b. Comparaison avec le film dosimétrique par index γ
2. Filtrage colorimétrique
2.1. Quantités de lumière mesurées
2.2. Distribution de dose
a. Rendement en profondeur et profil du faisceau
b. Comparaison avec le film dosimétrique par index γ
D. Etude d’un faisceau modulé par un filtre en coin
1. Configuration d’irradiation
2. Quantités de lumière mesurées
3. Distribution de dose
3.1. Distribution de dose sur l’axe des y
3.2. Comparaison avec le film dosimétrique par index γ
E. Etude d’un faisceau de RCMI
1. Configuration d’irradiation
2. Quantités de lumière mesurées
3. Distribution de dose
a. Comparaison des distributions de dose sur 2 coupes
b. Comparaison avec le film dosimétrique par index γ
F. Conclusion
Conclusion et perspectives
Annexe -A- Détermination du blindage optimal
A. Modélisation du problème
1. Spectres des photons aux diverses incidences θ
2. Electrons mis en mouvement dans le blindage et atteignant le détecteur
3. Confrontation aux mesures expérimentales
B. Calcul du blindage
Annexe -B- Sources d’incertitudes et calibration des films dosimétriques
A. Sources d’incertitudes sur les niveaux de gris
B. Conversion en densité optique
C. Conversion en dose
1. En dosimétrie absolue
2. En dosimétrie relative
D. Conclusion
Références bibliographiques