Dosimétrie en curiethérapie gynécologique au 137cs : intercomparaison système de Manchester et ICRU 38

Conclusion générale

L'utilisation des rayonnements ionisants en radiothérapie de manière générale et en curiethérapie en particulier, a prouvé son efficacité dans les traitements des cancers. La maîtrise de plus en plus affinée des calculs de dose délivrée aux tumeurs et estimée au niveau des organes voisins et la dosimétrie adaptée des traitements, ont considérablement augmenté le succès de ces traitements pour certains cas bien spécifiques en curiethérapie (variation rapide de dose) à cause des propriétés physiques et géométriques des sources radioactives.

Notre modeste travail nous a permis d'aborder les différents systèmes dosimétriques, qui représentent aujourd'hui une alternative et un outil performant pour adapter la dose à la tumeur et la minimiser aux organes à risques, notamment par l'application d'une méthode qui tient compte d'une réalité volumique.

Nos résultats ont montré des différences significatives dans le choix de l'isodose de référence entre les trois méthodes étudiées.

Cependant, nous pouvons affirmer que la méthode qui se rapproche le mieux de la réalité clinique reste celle préconisée par l'ICRU 38. En effet, le fait de faire un choix d'isodose basé sur les trois dimensions tient compte des extensions tumorales microscopiques possibles non visibles.

Cela étant, le rôle du médecin radiothérapeute dans ce choix reste quand même primordial puisque les préconisations des dimensions de l'isodose de référence par l'ICRU restent des indications qu'il faut adapter à l'anatomie de chaque patiente.

L'avènement de nouveaux systèmes de planification de traitement (3D) en curiethérapie confortés par l'utilisation de coupes scanner va, à notre avis, apporter une précision accrue dans le choix de l'isodose de référence basée sur la délinéation du volume cible prévisionnel et le contourage des organes à risque.

Annexes

Annexe (A) : Formalisme de calcul du débit de dose du (TG-43) « TASK-GROUP N°43 0 de (A.A.P.M) « American Association of Physicists in Medicine 0.

Pour calculer la distribution de dose d'une source qui est en réalité linéaire, on la divise en des sources élémentaires ponctuelles et on calcule son intégrale de Sievert (intégrale de Sievert est disponible dans les formes disposées en tableau).

Système de coordonnées de calcul de l'intégrale de sievert.

En 1995, l'A.A.P.M. propose dans le rapport du TG-43 un nouveau formalisme de calcul de dose dans l'eau. La mise à jour en Mars 2004 de ce formalisme, afin d'évaluer la distribution de dose 2D autour d'une source cylindrique donne l'expression du débit de dose dans l'eau au point P(r,0) suivante:

)~ k*lmk*l 8n_m o< ~ p$= q= r8smt<

r8sbmtb< = u8n<= v8n_m o<

Avec :

r : la distance entre l'origine et le point P en centimètre;

0 : l'angle entre la direction de vecteur du rayon r et le long axe de la source; 00 : définit le plan transversal de la source, est égal aux radians du R.,/2;

SK : l'air kerma strength de la source (mGy·m²·h^-1); A : la constante de débit de dose dans l'eau;

G(r,O) : la fonction géométrique;

g(r) : la fonction radiale de la dose;

F(r,O) : fonction d'anisotropie.

Le TG-43 utilise un système de coordonnées polaires (r,O) et l'origine du repère est prise au centre de la source. Nous allons par la suite expliciter les différents termes de cette expression et leur signification physique.

Système de coordonnées polaires pour les calculs dosimétriques.

1- Air Kerma Strength SK

Le TG-43 définit SK << l'air kerma strength », en un point P situé sur l'axe transverse de la source (00 = ir/2) par l'expression suivante :

SK = K airmair (kr, ^x ₂..' = r2
~~ air,air (r, ^x _y) est le débit de kerma dans l'air (RAKR) << Reference Air Kerma Rate ».

z

(^6~air)air = 8} ~ _e~@x / c0s9 d8 - f 1 _e~@~ / COSO d8<

;| ~ ~

Avec :

A : l'activité totale de la source ;

I' : la constante de débit de kerma ;

L : la longueur de la source linéaire ;

h : est la distance perpendiculaire entre point P et la source de la ligne et 01 des angles et 02, comme fait entrer le (figure 12), est les limites de l'intégration.

f

° _e_@~ É cos9 d8: est l'intégrale de Sievert qui explique l'atténuation du photon dans ~ le capsule de la source;

x : est l'épaisseur de la capsule de la source;

u : est le coefficient de l'atténuation pour les photons dans la capsule de la source matière.

Donc SK devient indépendante de la distance r du point de calcul à la source. L'unité de SK est U tel que 1U = 1cGy.cm².h^-1.

2- Constante de débit de dose A

Le TG-43 définit la constante de débit de dose A, comme étant égale au débit de dose
dans l'eau à 1 cm sur l'axe de la source (O0 = ir/2) pour une unité de « l'air kerma
strength » en cGy.h^-1.U^-1 ou cm^-2. Son expression est donnée par la relation suivante :

D (rQ=lcm,OQ= 7t/2)

A =

SK

3- Fonction géométrique G (r,O)

G(r,O) traduit le phénomène d'atténuation de la fluence de photons dans le milieu à partir du nombre initial de photons en un point de départ, dit de référence. Son expression générale est donnée par l'équation ci-dessous.

e8éè <=ê' f héè-rh²

G(r, 0) =

f p(sè).dï^'

o étant l'angle entre l'axe de la source et le vecteur joignant le centre de la source au point de calcul P(r,0) et p(r') étant la densité de radioactivité au point P' dans l'élément de volume dV'.

Pour une approximation ponctuelle de la source, cette diminution se fait en 1/r².

Pour une approximation linéaire de la source, l'expression de G(r,0) devient la suivante :

~~

~ (r2 L2

GL = si 0 * 0 GL = ) si 0 = 0

L.r.sinO

4- Fonction radiale de dose g(r)

g(r) est mesurée sur l'axe transverse (00 = ir/2) et traduit uniquement les phénomènes d'absorption et de diffusion dans le milieu situé entre le point P0 de référence et le point P(r, 0). Son expression est donnée par l'équation suivante :

D(ro,ir/2) G(r,ir/2)

g(r) = D(r,ir/2) . G(ro,ir/2)

g(r) est indépendante de la diminution en 1/r² de la fluence de photons. Ainsi D(r,n/2) au numérateur est divisée par G(r,n/2). Cette fonction est normalisée au point de référence.

5- Fonction d'anisotropie F(r,O)

Elle exprime le caractère non ponctuel de la source et des matériaux intervenant dans sa fabrication. Elle correspond à une mesure bidimensionnelle et elle traduit les phénomènes d'absorption et de diffusion dans le milieu ainsi que l'encapsulation de la source, et ce sur (4n) stéradians. Son expression est donnée par l'équation suivante:

F(r, o) = D(r,O) G(r,ir/2)

D(r,ir/2) . G(r,O)

Dans cette expression, D(r,O) au numérateur est divisée par G(r,O) dans l'optique de s'affranchir de la diminution en (1/r²) de la fluence, ce phénomène étant déjà été pris en compte dans le facteur géométrique. De plus, la fonction d'anisotropie est normalisée par rapport à (0 = n/2), les phénomènes d'atténuation sur l'axe transverse ayant déjà été pris en compte dans la fonction de dose radiale g(r).

Annexe (B) : Planification du traitement par TPS THERAPLAN Plus, méthode de reconstruction avec deux clichés orthogonaux

1- Du menu de << Source Entry Reconstruction », on choisi << Reconstruction ».

2- On sélectionne << Orthogonal ».

3- Cliquez sur << Next ». Pour les clichés orthogonaux l

e système vous incite les

facteurs d'agrandissement.

4- Entrez les <<

Magnification Factors >>

pour le cliché AP et LAT, ensuite cliquez

sur << Next >> . Le système vous invite à

définir la région d'intérêt pour le premier

cliché.

5- Digitalisez un point qui représente l e coin gauche i nférieur et un point pour le coin droit du premier cliché.

6- Digitalisez un point négatif

(inférieur) le long de l'axe Y et un deuxième point

emier

positif (supérieur) le long de l'axe Y qui est positif et plus grand que le pr

ite pour entrer l'origine de l'implant

point. Le système vous inv ation.

7- Pour le premier cliché digitalisez un point qui représente l'origine de l'implantation. Le système vous invite à

définir la région d'intérêt pour le deuxième

cliché.

8- Digitalisez un point qui représente le coin gauche inférieur et un point pour le Coin droit du deuxième cliché.

9- Digitalisez un point négatif (inférieur) le long de la axe Y et un deuxième point positif (supérieur) le long de l'axe Y. Le système vous invite pour entrer l'origine de l'implantation.

10- Pour le deuxième cliché digitalisez un point qui représente l'origine de l'implantation. L'orientation des clichés est maintenant complète.

11- Cliquez sur « Next ».

12- Entrez les sources et les points de références, en utilisant le digitaliseur.

Annexe (C) : Planification du traitement par TPS THERAPLAN Plus, méthode de reconstruction avec deux clichés orthogonaux avec jig

1- Du menu de << Source Entry », sélectionnez l'option << Reconstruction ». La boîte du dialogue la Reconstruction apparaît.

2- Choisir l'option << 2 film with Jig ».

3- Cliquez sur << Next ». Le système vous invite pour entrer les paramètres des deux clichés.

4- Cliquez sur << Next ». Le système vous invite à définir la région d'intérêt du premier cliché.

5- Définir la région d'intérêt et orienter le cliché, digitalisez les points suivants: " Le coin gauche inférieur "

" Le coin droit supérieur "

" Un point négatif sur l'axe Y du cliché "

" Un point positif sur l'axe Y du cliché "

" L'origine de l'implantation "

6- Le système vous invite à définir la région d'intérêt pour le deuxième cliché.

7- Répétez la sixième étape pour le deuxième cliché.

8- L'orientation des clichés est maintenant complète. Cliquez sur « Next ». Le plan de reconstruction apparaître.

9- Entrez les sources et les points de références, en utilisant le digitaliseur.

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