-
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
-
Liste de figure 2011
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
-
Liste de figure 2011
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
Equation V.8 : Facteur de correction de temprature
................................................. 82
-
Liste dquation 2011
Equation V.9 : Facteur de correction de temprature
................................................. 83
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.
-
Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011
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
-
Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011
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]
-
Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011
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
-
Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011
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.
-
Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011
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.
-
Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011
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.
-
Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011
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.
-
Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011
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 ;
-
Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011
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).
-
Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011
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
-
Chapitre I: Interaction
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
-
Chapitre I: Interaction
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
Interaction Des Rayonnements Matire
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
-
Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011
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.
-
Chapitre I: Interaction
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
Interaction Des Rayonnements Matire
: 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
lectron- positron 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
-
Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011
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).
-
Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011
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
-
Chapitre I: Interaction Des Rayonnements Matire 2011
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
-
Chapitre II: Radiothrapie Conformationnelle 2011
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).
-
Chapitre II: Radiothrapie Conformationnelle 2011
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.
-
Chapitre II: Radiothrapie Conformationnelle 2011
24
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
-
Chapitre II: Radiothrapie Conformationnelle 2011
25
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.
-
Chapitre II: Radiothrapie Conformationnelle 2011
26
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.
-
Chapitre II: Radiothrapie Conformationnelle 2011
27
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
28
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
-
Chapitre II: Radiothrapie Conformationnelle 2011
29
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
-
Chapitre II: Radiothrapie Conformationnelle 2011
30
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