Radiothérapie guidée par l'image

ARTICLE
TECHNIQUES DE L’INGÉNIEUR
L’expertise technique et scientifique de référence
Techniques
de l'Ingénieur
med450
p2645
Spectrométrie
de masse
- Principe
Radiothérapie
guidée
par l'image
et appareillage
10/08/2014
Date de publication : 12/09/2014
Par :
Richard TRIMAUD
Guy
BOUCHOUX
Ingénieur
Cyclotron, Centre Antoine Lacassagne, Nice, France
Professeur à l’université Paris XI (Orsay), École Polytechnique, DCMR, Palaiseau
Juliette THARIAT
Oncologue
radiothérapeute, Centre Lacassagne Cyclotron, Nice, France,
Michel
SABLIER
Chargé de recherches au CNRS, École Polytechnique, DCMR, Palaiseau
Guy BOUCHOUX
Professeur à l’université Paris XI (Orsay), École Polytechnique, DCMR, Palaiseau
Michel SABLIER
Chargé de recherches au CNRS, École Polytechnique, DCMR, Palaiseau
Cet article fait partie de la base documentaire :
Mesures - Analyses
Innovations
en analyses et mesures
Dans le pack : Innovations
Mesures - Analyses
technologiques
Innovations
et dans l’univers : Technolgies de l’information
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08/07/2014
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Copyright © 2014 | Techniques
Radiothérapie guidée par l’image
par
Richard TRIMAUD
Ingénieur Cyclotron
Centre Antoine Lacassagne, Nice, France
et
Juliette THARIAT
Oncologue radiothérapeute
Centre Lacassagne Cyclotron, Nice, France
Note de l’éditeur
Ont contribué à cet article : Marianne AZNAR, Régis AMBLARD, Catherine DEJEAN,
Gaëlle ANGELLIER, Vincent FLOQUET et Joël HERAULT
Ce travail a été réalisé dans le cadre du DIU de radiothérapie haute technicité
http://www.diu-radiotherapie.com
1.
Contexte...................................................................................................
2.
Contexte de l’IGRT ................................................................................
—
3
3.
Équipements utilisés par l’IGRT :
principes techniques et physiques ...................................................
—
4
4.
Outils de l’IGRT ......................................................................................
—
7
5.
Exemples de machines sous l’angle de leurs systèmes couplés
d’IGRT .......................................................................................................
—
14
6.
Stratégies de correction des erreurs de repositionnement
par IGRT ...................................................................................................
—
16
7.
Principes d’application et limites .....................................................
—
17
8.
Conclusion...............................................................................................
—
18
Pour en savoir plus ........................................................................................
MED 450 - 2
Doc. MED 450
a radiothérapie guidée par l’image (IGRT) est une méthode basée sur l’utilisation de l’imagerie (ionisante ou non) en salle de traitement. L’imagerie
est garante de la conformité de la délivrance de l’irradiation telle que planifiée,
c’est-à-dire qu’elle assure la précision et l’exactitude de la distribution de dose
prévue et parfois réévaluée en cas de nécessité clinique (radiothérapie adaptative qui comprend de facto l’IGRT, ou ART). Elle permet aussi d’ajuster le
positionnement du patient, voire de la tumeur, en quelques minutes sans
alourdir une séance de traitement.
Il existe une autre définition de l’IGRT, plus large mais moins consensuelle, qui
comprend aussi l’imagerie pour le diagnostic tumoral et le contourage des
volumes cibles et des organes à risque pour préparer le plan d’irradiation ; elle
pourrait s’appeler « radiothérapie basée sur l’image » (IBRT) plutôt que « guidée ».
L
Nota : le contourage est l’acte qui consiste à délimiter, mais aussi à annoter un volume (tumoral ou organe à risque) en
radiothérapie. Un autre terme utilisé en radiothérapie est « délinéation ».
Le terme anglais « IGRT » sera utilisé, car il est beaucoup plus usité, même
en France, que ne pourrait l’être l’acronyme français.
Les domaines de l’imagerie et de la radiothérapie ont vécu ces dernières
vingt années une véritable révolution technologique. En effet, l’imagerie de
planification multimodalité, basée sur le scanner et sur une ou plusieurs autres
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MED 450 – 1
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RADIOTHÉRAPIE GUIDÉE PAR L’IMAGE __________________________________________________________________________________________________
modalités après recalage/fusion, a considérablement amélioré la définition des
volumes cibles. De plus et en parallèle, les équipements de radiothérapie se
sont enrichis de solutions d’optimisation de la conformation de la dose aux
volumes cibles en utilisant un principe de modulation d’intensité appliqué à la
radiothérapie conformationnelle (IMRT), ou en utilisant une irradiation stéréotaxique, ou encore une radiothérapie par ions lourds.
Nota : le terme « conformationnel » indique le principe selon lequel l’irradiation respecte les volumes définis. Initialement
un anglicisme, ce terme est un terme consacré et non substituable en radiothérapie.
Le principe de l’IGRT s’intègre enfin dans un compromis sur le rapport bénéfice-risque intrinsèquement lié à la pratique médicale en routine, en visant à
augmenter l’index thérapeutique (diminuer les marges, les toxicités, augmenter les doses, le contrôle local) sans alourdir le traitement inutilement
(moyens humains, financiers, irradiation supplémentaire du patient, marqueurs invasifs...). Il est directement lié à un contrôle qualité exigeant pour le
suivi des performances de ces équipements de pointe.
Nous tenterons dans cet article de montrer le but de l’IGRT et ses différentes
modalités d’application.
Compte tenu de la multiplication des modalités d’irradiation avec développement d’outils technologiques adaptés aux appareils de radiothérapie pour
optimiser l’imagerie en cours de traitement, des classifications par principe
d’application et par procédé technique sont proposées. Les noms
commerciaux des équipements sont parfois utilisés faute de ne pas pouvoir se
référer à des équipements génériques.
1. Contexte
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1.1 Place de la radiothérapie
dans le traitement des cancers
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La radiothérapie est une technique utilisée chez 60 % des
patients atteints de cancers au stade du diagnostic ou au cours de
l’évolution du cancer. Elle a pour objectif de délivrer la « bonne
dose au bon endroit », c’est-à-dire de combiner contrôle local et
minimisation des risques de toxicité aux tissus sains voisins du ou
des volumes cibles.
Pour cela, au moins trois conditions doivent être remplies :
– l’identification correcte de la tumeur ;
– une planification et un traitement par radiothérapie de haute
précision (RT-3D, IMRT...) ;
– et une réalisation précise du traitement.
Le corollaire de la précision géométrique (telle qu’illustrée par le
pic de Bragg des protons) est la nécessité d’une exactitude et
d’une précision cliniques (définition des volumes cibles tumoraux
et des volumes de tissus sains à risque).
La connaissance et le contrôle de la distribution de dose en trois
dimensions ont été généralement considérés comme le prérequis
d’un résultat clinique favorable.
Au cours de la dernière décennie, les évolutions technologiques
des systèmes de planification dosimétrique et délivrance de
l’irradiation ont conduit à la réalisation d’irradiations plus conformées
aux volumes cibles. Elles ont la capacité de délivrer avec précision
des distributions de dose conformées dans des volumes cibles immobiles et de formes complexes. Ainsi, ces techniques nécessitent la
localisation et la définition précises des volumes cibles et des structures critiques. La forme tridimensionnelle des volumes cibles et des
structures critiques doit être définie avec précision pour permettre la
réalisation de planifications de haute qualité.
MED 450 − 2
Délivrance de l’irradiation
La notion d’irradiation précise concerne le processus répétitif
de la détermination, par exemple millimétrique, et de la position
de la cible d’une séance à l’autre. La notion d’irradiation exacte
recouvre la détermination de la position de la cible avant chaque
séance d’irradiation par rapport à celle de la planification, de
façon reproductible. Une technique d’irradiation est d’autant plus
exigeante que de fortes doses sont délivrées et que les gradients
de dose sont abrupts. Un corollaire de ces modalités d’irradiation
est qu’elles s’accompagnent forcément d’exigences accrues de
sécurité et de réduction des incertitudes, notamment celles liées
au repositionnement ou aux mouvements des organes.
Ainsi, pour certains, il n’y a pas d’IMRT sans IGRT, surtout en
regard d’organes à risque pour lesquels la dose reçue pourrait
induire des toxicités limitantes alors qu’il existe un rôle de détérioration du contrôle tumoral. La réémergence de l’hypofractionnement, à dose efficace et intention curative ou ablative
(exigence accrue sur la dose aux tissus sains/toxicités tardives),
justifie a fortiori ce besoin d’exactitude en dose que doit apporter l’IGRT.
1.2 Imagerie de planification
en radiothérapie
■ Le prérequis de toute irradiation conformationnelle actuelle est la
réalisation d’un scanner dosimétrique en position de traitement,
avec les contentions adaptées au patient et à sa pathologie. La
planification dosimétrique des traitements en protonthérapie se fait
actuellement sur une acquisition scanner dosimétrique classique en
rayons X. L’exigence de précision de l’irradiation implique une
bonne connaissance clinique de la maladie et suppose une définition
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standardisée des volumes cibles, avec une épaisseur de coupes classiquement de 2 à 3 millimètres. Des modalités d’imagerie anatomique – comme l’imagerie par résonance magnétique (IRM) / le
scanner (avec injection de produit de contraste dans la plupart des
cas) – et des modalités d’imagerie fonctionnelle – comme certaines
séquences d’IRM (diffusion, perfusion, etc.) et la tomographie par
émission de positrons (TEP) au fluorodéoxyglucose ou autres isotopes de plus en plus courants – sont volontiers couplées au scanner
dosimétrique
car
elles
fournissent
des
informations
complémentaires en vue de l’étape de délinéation.
■ La définition des volumes cibles tumoraux et des organes à
risque est avant tout clinique. Elle prend en compte la tumeur telle
qu’elle est objectivée par le ou les cliniciens et radiologues, on
parle alors de « volume cible macroscopique » (Gross Tumor
Volume : GTV). Elle prend également en compte l’histoire naturelle
des cancers, les modalités de dissémination et les barrières anatomiques qui sont spécifiques à chaque type histologique et site anatomique de cancer et sont influencées par les traitements
préalables. Il s’agit-là de prendre en compte une probabilité de
présence de maladie microscopique (Clinical Target Volume : CTV)
impossible à mettre en évidence cliniquement ou en imagerie avec
les méthodes actuelles car se situant à l’échelle des cellules (tumorales). Intervient ensuite une incertitude géographique liée au
mouvement des volumes cibles (Internal Target Volume ITV) ou à
risque (Planning organ at Risk Volume : PRV) et aux défauts de
reproductibilité du repositionnement du patient ; cette incertitude
est prise en compte dans la définition du volume cible thérapeutique (Planning Target Volume : PTV).
Les organes à risque désignent les structures considérées
comme pouvant engendrer des toxicités et séquelles pour le
patient si elles sont irradiées. Ces organes à risque sont si possible
identifiés de façon simplifiée (pratique) comme ayant une
architecture en série ou en parallèle et du retour d’expérience
permettant d’établir des corrélations dose-effets et idéalement des
abaques, utilisables sous forme de doses seuils et de contraintes
dose-volume lors des planifications de traitement. Les concepts de
GTV, CTV, ITV, PTV ont été décrits dans les rapports ICRU 60
(International Committee for Radiation Units ) puis ICRU 83 et
ICRU 73 dans un but d’harmonisation et amélioration des
pratiques.
■ La délinéation (= contourage, délimitation sur scanner) des
volumes cibles tumoraux et des organes à risque désigne le
processus d’étiquetage sur une image d’une région d’intérêt grâce
à des outils DICOM RT ; en 2013, la pratique la plus fréquente
consiste à contourer sur des coupes axiales consécutives de
scanner dédié à la planification de radiothérapie. La délinéation
peut être manuelle ou automatisée selon les cas et le processus
est consommateur de temps. Les volumes contourés peuvent être
utilisés pour documenter les toxicités ultérieures, mais aussi pour
introduire des contraintes sur ces organes lors du processus de
planimétrie inverse (IMRT). À noter que la nature des volumes
contourés varie d’un médecin à l’autre.
Des démarches de délégation de tâche ont été établies pour
autoriser la délinéation de certaines structures par des personnels
paramédicaux formés.
1.3 Système de planification
de radiothérapie (Treatment Planning
System TPS)
Un système de planification de traitement, couramment abrégé
TPS pour Treatment Planning System, est un logiciel permettant
de préparer un plan de traitement par irradiation en radiothérapie.
En radiothérapie externe, il permet de définir une balistique de
traitement grâce à l’acquisition préalable d’images tomodensitométriques d’un patient puis de simuler le dépôt de dose dans les
différents tissus de ces derniers.
1.4 Processus de l’IGRT : étapes
interconnectées de la planification
à la vérification de l’irradiation
Le processus d’IGRT comprend plusieurs étapes successives :
acquisition d’une image, qui fournit des informations sur la
position de la cible, de marqueurs ou de structures
d’évitement/organes à risque, puis l’acquisition et la mesure de
l’erreur entre la position initiale et celle de l’image recalée (calculs
manuels/visuels ou automatiques qui calculent le vecteur de déplacement), puis un protocole de corrections des erreurs observées
(translations dans les trois axes, et/ou rotations avec table 6D par
exemple). Ce processus implique de nombreux acteurs et des systèmes informatiques performants (puissance de calcul, rétrocontrôles, stockage d’informations) ; il dépend de – ou est adapté à –
l’équipement de radiothérapie et fait interagir différents systèmes
complexes qui doivent être pilotés dans le cadre d’un programme
d’assurance qualité et de procédures qui garantissent la sécurité,
la fiabilité et la qualité du traitement.
2. Contexte de l’IGRT
2.1 Objectifs
L’IGRT doit permettre la conformité de la dose délivrée telle
qu’elle était planifiée ou souhaitée après adaptation au vu du
rétrocontrôle. De nombreuses études montrent qu’elle réduit les
incertitudes de repositionnement et permet parfois de visualiser
des changements anatomiques ou tumoraux, permettant des
corrections et adaptations. En revanche, le bénéfice clinique de
l’IGRT est difficile à démontrer car l’IGRT s’est d’emblée imposée
pour s’assurer de la bonne délivrance de l’irradiation. L’IGRT
s’intègre de fait dans une démarche d’assurance qualité (QA).
L’IGRT permettrait théoriquement :
– une réduction des marges de sécurité (PTV pour volume de
traitement planifié incluant, d’une part, les incertitudes géométriques de repositionnement du patient et, d’autre part, un volume
cible interne ou ITV pour les organes mobiles) autour des volumes
cliniques cibles (CTV) ;
– une augmentation de la dose (délivrée telle que planifiée !) au
CTV liée à la réduction des marges d’incertitude, réduisant de fait
l’irradiation des tissus sains ;
– des traitements qui auparavant n’étaient pas possibles
(4D = foie).
Plus la technique d’irradiation délivre la dose avec de forts
gradients, plus l’IGRT s’impose.
Certaines limitations de l’IGRT doivent néanmoins être pesées :
dose additionnelle due à l’imagerie ionisante, temps de traitement
accru, potentielle invasivité lorsque des marqueurs implantés sont
nécessaires, surcoût, temps humain (disponibilité médicale ou
délégation des tâches)... L’IGRT requiert donc une mise en œuvre
structurée et une autoévaluation. Depuis 2010, les moyens
utilisables pour l’IGRT évoluent rapidement. Le choix de la modalité peut être complexe et ce choix doit être concerté et multidisciplinaire
(médecins
physiciens,
ingénieurs
biomédicaux,
manipulateurs, administratifs, radiologues, etc.).
2.2 Niveaux de vérification
Il existe plusieurs niveaux de vérification faisant tous partie de
l’IGRT au sens large.
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MED 450 – 3
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3.1.1 Détection numérique des sources
de rayons X de faible énergie (50 keV)
2.2.1 Image
La plupart des modalités d’IGRT actuelles vérifient par recalage
la bonne superposition d’une image (et ses structures ou régions
d’intérêt) sur une autre, à l’aide de repères osseux et/ou de tissus
mous. La vérification des déplacements et déformations des pixels
ou voxels engendre, le cas échéant, des corrections de position et
peut induire une replanification lorsque celles-ci sont jugées
significatives par le binôme médico-physique. Cette replanification
nécessite un nouveau contourage des structures (volumes cibles et
organes à risque). Des programmes de contourage automatique
sont en développement pour faciliter les procédures de
recontourage qui sont très consommatrices de temps.
Nota : la replanification est une nouvelle planification du traitement pour prendre en
compte les modifications mises en évidence à l’aide de l’IGRT.
Depuis le début des années 1990, il existe de nombreux procédés de détection des rayons X en radiologie conventionnelle qui
ont pu être adaptés à l’IGRT, notamment les détecteurs à
conversion indirecte. Au contraire du détecteur à conversion
directe qui utilise, pour absorber les photons X, un photoconducteur comme le sélénium (qui absorbe mal aux énergies supérieures à 50 keV), le détecteur à conversion indirecte utilise, pour
absorber les photons X, un scintillateur comme le gadox (gadolinium oxysulfide) ou le CsI (iodure de césium, figure 1).
Pour des petits détecteurs à conversion indirecte, on peut
remplacer l’électronique en silicium amorphe (sur verre) par un
capteur CCD, voire CMOS.
■ Silicium amorphe embarqué ou non en flat panel ou en
2.2.2 Dose avec développement de systèmes
de dosimétrie de transit
L’IGRT est capable de repositionner des voxels, mais la dose
déjà délivrée dans un voxel dépend de sa position et de sa densité
électronique qui peuvent varier avec les déplacements et déformations observés. La pratique la plus fréquente consiste à recaler de
façon rigide une dose résiduelle à délivrer sur une dose délivrée,
et elle est par conséquent inexacte. Des programmes de recalage
élastique, qui lui-même engendre d’autres types d’incertitudes de
la dose en fonction de la modification des voxels (position,
structures), sont actuellement à l’étude.
couronne
Les photons X sont d’abord convertis en photons lumineux par
une couche de scintillation, puis en signal électrique. Le détecteur
est un support en verre recouvert d’une couche de silicium
amorphe sur laquelle est déposée une matrice de photodiodes et
de transistors TFT. Un écran fluorescent (scintillateur) d’iodure de
césium se trouve superposé à la matrice.
Son fonctionnement est donné dans les figures 1 et 2.
Rayons X
Scintillateur
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2.2.3 Radiothérapie adaptative
tiwekacontentpdf_med450
La radiothérapie adaptative prend en compte d’éventuelles
modifications anatomiques ou tumorales au cours du temps de
l’irradiation. La recherche de ces modifications est systématique
ou orientée sur des signes cliniques (amaigrissement en kilogrammes ou « bâillement » du masque de contention, etc.). Des modifications jugées significatives sur le plan dosimétrique et clinique
doivent induire une replanification du traitement initialement
prévu. L’IGRT est adaptative lorsqu’elle inclut ces modifications au
cours du temps. Ces adaptations nécessitent des systèmes de
recalage élastique, des outils informatiques avec forte puissance
de calcul, qui sont actuellement en développement. Restent des
incertitudes sur les modalités cliniques d’application.
Photodiode
Rayons X
Lumière
Figure 1 – Fonctionnement d’un détecteur à détection indirecte
Rayons X
3. Équipements utilisés
par l’IGRT : principes
techniques et physiques
Les équipements utilisés par l’IGRT sont multiples. Ils produisent
les images nécessaires aux radiothérapeutes grâce au couplage
d’une source émettrice et de sa cible ad hoc. Aujourd’hui, les
ordinateurs participent largement à l’IGRT, soit dans le processus
d’acquisition de l’information relative au positionnement du
patient, soit dans l’analyse de l’information recueillie dans le but
de délivrer les consignes de recalage.
Patient
Scintillateur (iodure de césium dopé au thallium)
photons du spectre lumineux
Rayons X
Matrice de photodiodes (semi-conducteur de silicium amorphe)
Photons du spectre lumineux
électrons
Procédé actif de connexion (thin film diode : TFD) activé
Électrons
charge électrique
Amplification, multiplexage
3.1 Type de détecteurs
Les détecteurs utilisés sont de différents types, utilisant des principes physiques également différents. Les détecteurs doivent être
rigoureusement calibrés et les distorsions d’images et artéfacts
éventuels pris en compte dans les processus d’IGRT.
MED 450 – 4
CAD (convertisseur analogique/digital)
Figure 2 – Fonctionnement de principe d’un détecteur
en silicium amorphe
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Le silicium amorphe n’est pas utilisé dans les scanners (au sens
« équipement CT scanner »), car le matériau est le siège de phénomènes de piégeage qui interdisent son utilisation à des vitesses
très élevées typiques du scanner (> 1000 images par seconde, car
l’ensemble source/détecteur tourne autour du patient à des vitesses de l’ordre de 3 tours/seconde). Par contre, il est utilisé dans
des détecteurs plats, montés sur des arceaux et permettant de réaliser des images de tomographie (CBCT : Cone Beam CT ), comme
c’est le cas sur certaines machines IGRT.
Source X
haute énergie
■ Capteurs à CCD
Ces capteurs de plus petite taille sont composés d’un écran
fluorescent (scintillateur), d’une plaque de fibres optiques et d’une
matrice CCD. Il s’agit aussi de détection indirecte : chaque pixel,
exposé à la lumière émise par le scintillateur, accumule une
charge électrique proportionnelle à la quantité de photons X
incidents. Le CCD fournit en sortie un signal électrique représentatif de l’image projetée sur la surface sensible du dispositif. Comme
le CCD est lui-même très sensible aux photons X qui traversent le
scintillateur sans être interceptés, il doit être protégé de ceux-ci
avec une plaque de fibres optiques.
EPID
Figure 3 – Implantation de l’EPID sur une machine de radiothérapie
(avec l’aimable autorisation de Elekta)
3.1.2 Détection numérique des sources
de rayons X de haute énergie (6 MeV)
L’imagerie portale, dite « embarquée » (figure 3), permet le
contrôle en temps réel du positionnement du patient par
l’utilisation du faisceau de traitement sur un détecteur portal (EPID
pour Electronic Portal Imaging Device ).
Les mêmes principes de détection sont utilisés pour les rayons
X de haute énergie. L’EPID peut contenir les éléments actifs
suivants :
– silicium amorphe (figure 1) ;
– matrice à chambre liquide (figure 4) : le gap de 1 mm entre les
plaques est rempli avec de l’iso-octane liquide qui est un excellent
milieu d’ionisation pour la détection de rayons X ;
– fluoroscope (acquisition vidéo 4D) : le fluoroscope (figure 5)
convertit les rayons X incidents en photons dans le visible pour
produire des images directement observables. Une caméra haute
définition permet l’acquisition continue d’images. Le renvoi
d’image permet de disposer le capteur à l’abri du flux direct émis
par l’accélérateur ;
– capteur CCD + convertisseur de fluorescence : comme pour le
fluoroscope, l’écran convertisseur de fluorescence convertit les
rayons X incidents en photons dans le visible pour produire des
images directement observables. La caméra haute définition est
dans ce cas un capteur CCD.
Faisceau de photons
Électrodes
de détection
Couche supérieure
de stabilisation
Couche de multiplication
Iso-octane
Électrode supérieure
Électrode
haute tension
Électrode inférieure
Couche inférieure
de stabilisation
Figure 4 – Schéma de fonctionnement d’une matrice à chambre
liquide
3.2 Type de sources
■ Source kV embarquée ou non
Source X
haute énergie
Les tubes générateurs de rayons X (figures 6 et 7) sont utilisés
dans un certain nombre d’applications, comme l’inspection des
soudures, le contrôle des épaisseurs, l’inspection de fret ou la stérilisation alimentaire et, bien sûr, en radiographie traditionnelle et
dans les CT scanners.
Les tubes à rayons X fonctionnent de la manière suivante
(figures 6 et 7) : dans une enceinte de verre où règne un vide
poussé, des électrons sont émis par un filament incandescent
chauffé par un courant électrique, inséré dans une cathode. Ces
électrons sont accélérés en direction d’une anode par un champ
électrique créé par une différence de potentiel élevée (généralement de 40 à 140 kV) entre la cathode et l’anode. Ces électrons
entrent en collision avec la cible que constitue le métal de l’anode.
Des rayons X sont alors produits par deux mécanismes distincts.
D’une part, les électrons, se déplaçant à une vitesse très élevée,
ont une énergie cinétique suffisante pour perturber les couches
électroniques internes des atomes de la cible. Ces atomes, dans un
Rayons X
Écran
fluorescent
Caméra
Film polyester
réfléchissant
Lit
Miroir
Enceinte
opaque
Position
Caméra vidéo
Figure 5 – Différentes versions de la fluoroscopie
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Lumière
fluorescente
MED 450 – 5
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Filament
Anode
I
Électrons
Cathode
Pièce de connexion
Rayons X
Tension accélératrice
V
Figure 6 – Principe de production de rayon X (extraite de Google
domaine public)
Figure 8 – Principe de fonctionnement de source de rayonnements
pour l’imagerie MV (avec l’aimable autorisation de Varian)
Enceinte en verre
Anode tournante
Supports
Plusieurs
Détecteur rotations
linéaire
Faisceau fin
source de rayons X
CT conventionnel (Fan Beam)
Une seule
rotation
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Faiseau large
source de rayons X
tiwekacontentpdf_med450
Cone Beam CT
Cathode
Figure 7 – Exemple de tube à rayon X à anode tournante (extraite de
Google domaine public)
état excité, vont alors émettre des rayons X en retournant à leur
état fondamental (fluorescence X). D’autre part, et surtout, le ralentissement brutal des électrons percutant la cible produit un rayonnement de freinage (Bremsstrahlung ) constitué de rayons X.
■ Source d’irradiation MV (embarquée)
Il s’agit de la source de rayonnement émise par l’accélérateur
(figure 8) permettant de traiter le patient. Celle-ci est utilisée à faible dose (de l’ordre du cGy) pour vérifier le bon positionnement
sur un capteur dédié.
3.3 Techniques d’acquisition kV/MV
en Cone Beam ou Fan Beam
Deux techniques d’acquisition en kV et/ou MV (suivant l’énergie
de rayons X produits, figure 9) sont actuellement utilisées dans les
équipements associés à l’IGRT.
■ Le Fan Beam CT est une technique utilisée dans la conception des
tomographes traditionnels (faisceau fin sur détecteur fin), nécessi-
MED 450 – 6
Détecteur en
silicium
Figure 9 – Techniques d’acquisition Fan Beam/Cone Beam CT
tant de multiples acquisitions sur plusieurs rotations successives
(voire en hélice) afin d’obtenir une reconstruction 3D optimale.
■ Le Cone Beam CT utilise un faisceau d’acquisition en forme de
cône et un détecteur plan, le plus souvent en silicium amorphe
aujourd’hui. Cette dernière évolution ainsi que celles réalisées dans
l’analyse d’images ont permis d’améliorer la qualité de ce type
d’acquisition 3D qui ne nécessite au plus qu’une acquisition discrétisée lors d’une seule rotation. Cette dernière technique est actuellement la plus répandue dans les équipements associés à l’IGRT.
3.4 Échographie
La sonde échographique a la particularité d’être à la fois un émetteur et un récepteur : elle transforme l’impulsion électrique en onde
ultrasonore, puis convertit les informations ultrasonores en signaux
électriques. C’est un transformateur d’énergie et un transducteur.
L’échographie est une modalité d’IGRT non irradiante, utilisée
dans certains établissements de soins pour des tumeurs
pelviennes, en alternative à une imagerie en rayons X. Le système
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d’échographie est composé d’une sonde échographique bidimensionnelle libre, équipée de diodes émettrices dans l’infrarouge,
d’un couple de caméras émettrices-réceptrices d’infrarouges et
d’un accessoire de repérage de la position de la table doté de
réflecteurs passifs. À l’issue de la phase de planification, l’image
tridimensionnelle, les contours des volumes cliniques ainsi que
l’isocentre du plan de traitement sont importés (DICOM RT) dans le
logiciel associé au système échographique. Les effets de
résolution et d’absorption évoluent en sens contraire en fonction
de la fréquence. On ne peut pas visualiser avec la même résolution
et la même intensité des objets éloignés ou proches de la peau.
L’étalonnage de la sonde est effectué pour la distance focale la
plus appropriée à la détection du volume tumoral et utilisée pour
l’acquisition des images. La pression exercée par la sonde doit être
évaluée. Ces éléments, le temps et l’expertise de l’opérateur sont
des facteurs limitants relatifs.
pas avec les étapes de simulation et de traitement (diamètre de
l’anneau du CT, pas de matériau à numéro atomique élevé...). Elle
conserve son intégrité pendant toute la durée du traitement, est
facile à utiliser et à nettoyer, est peu onéreuse, permet de minimiser
les effets de build-up (où l’équilibre électronique n’est pas atteint) et
d’atténuation du faisceau. Si les dispositifs de contention sont
encombrants, des modalités de rangement doivent être prévues,
indexées à la table (du CT et de traitement) et identifiées (surtout si
elles sont personnalisées, code-barre, RF...). Des règles hygiéno-diététiques sont par ailleurs données au patient et spécifiques du site
tumoral et adaptées à ses comorbidités, au déshabillage du patient
(attention aux bijoux, cheveux), à l’imagerie ad hoc, à la compatibilité entre les systèmes d’imagerie en salle et de planification.
3.5 Rétrocontrôles associés à l’IGRT
Les modalités et dispositifs de contention sont choisis en
fonction de la localisation traitée, de la technique d’irradiation et
ses équipements et sont adaptés à la morphologie du patient et
optimisés pour son confort, garants de reproductibilité.
Historiquement utilisée en statique, l’imagerie de contrôle était
réalisée sur films « gammagraphiques » (utilisant l’énergie de
traitement dégradée et le faisceau de traitement). Aujourd’hui,
l’imagerie de contrôle est numérique. Les systèmes d’imagerie
sont le plus souvent couplés à un ordinateur de contrôle qui
communique avec l’ordinateur principal de traitement afin de
réaliser les clichés (2D, 3D). La séance de traitement se déroule
comme une suite de tâches (« faisceau ») à réaliser (« délivrer ») et
l’imagerie de contrôle est utilisée pour corriger les éventuels
mouvements du patient et de la tumeur par des consignes de
déplacement de la table sur laquelle le patient repose lorsque le
suivi est automatisé. Les dernières améliorations des systèmes de
suivi en temps réel (4D = 3D + temps) pour les tumeurs, mobiles
avec la respiration du patient (gating ou tracking ), impliquent la
mise en place sur un ordinateur dédié d’un logiciel prédictif
calculant via un algorithme, la position future de la tumeur pour
une incidence de faisceau donnée induisant le repositionnement
ad hoc du patient (table ou robot/gantry ). Ces systèmes sont
aujourd’hui éprouvés et permettent d’améliorer la conformation
des doses prévues sur la tumeur.
3.6 Ressources informatiques
nécessaires à l’IGRT
Les équipements liés à l’IGRT nécessitent des ressources
informatiques de plus en plus importantes. Les stations de calcul
du TPS requièrent plusieurs processeurs (CPU) (dont la fréquence
est de plusieurs GHz) en parallèle avec une mémoire vive de
l’ordre d’une dizaine de giga-octets, cela afin de concilier un
rapport temps de calcul/conformation à la tumeur le plus optimal
possible, notamment lors des calculs Monte-Carlo. De même, les
ordinateurs de contrôle de systèmes d’imagerie doivent être
dimensionnés afin de réagir en temps réel aux commandes de
l’ordinateur principal, en tenant compte de l’inertie des équipements qu’ils commandent. Ces caractéristiques sont moindres
que celles des calculateurs 4D, qui se rapprochent des stations de
calcul TPS.
4. Outils de l’IGRT
4.1 Contentions
Les buts d’une contention sont de définir une position fiable et
reproductible (limitation des erreurs systématiques ou aléatoires
liées au positionnement). Une contention est utilisée dès le scanner
dosimétrique en position de traitement. Une contention doit
contraindre tout en assurant le confort du patient. Elle n’interfère
Il existe généralement une « tolérance » de 3 à 5 mm en termes
d’incertitude de repositionnement qui est prise en compte dans la
marge établie du CTV au PTV. Sans système de contention, cette
incertitude peut être de l’ordre du centimètre.
La plupart des contentions sont fixées à la table de traitement, le
plus souvent elles sont en carbone sans structure radio-opaque
pour ne pas interférer avec les imageries de contrôle. Il est souvent utile de photographier le patient en position de traitement
avec contentions. Tout nouveau système de contention doit être
évalué et indexé. Tous les systèmes de contention et tables de traitement ne sont pas pris en compte dans tous les TPS actuellement. Or, ces équipements peuvent induire des modifications
éventuelles de la dose reçue par le patient. Ces modifications sont
en cours d’étude.
4.2 Types d’imagerie
4.2.1 Repérage os versus tissus mous
L’utilisation d’images kV 2D est d’implantation plus ancienne que
l’imagerie des tissus mous tridimensionnelle. Ces images 2D kV
sont essentiellement utilisées avec des paramétrages osseux et
confrontées à des DRR (ou projections par reconstruction : Digitally
Reconstructed Radiographs ) en paramétrages osseux. L’utilisation
de repères osseux permet d’évaluer la position du patient mais ne
permet pas d’évaluer la position respective des organes et des volumes tumoraux par rapport aux structures osseuses. L’amélioration
de la résolution des images en tissus mous avec les nouveaux CBCT
MV permet d’envisager une visualisation directe des tissus mous de
type organe à risque ou tumeur.
4.2.2 Marqueurs de surface et marqueurs cutanés
En complément de l’alignement par lasers avec tatouages ou
marquages cutanés réalisés lors de la simulation visant au
repositionnement des faisceaux [20], des marqueurs cutanés peuvent être utilisés comme outils de projection de la position interne
de certains organes.
4.2.3 Marqueurs intracorporels
Les tumeurs sont difficilement visibles sur images kV. Pour
faciliter leur repérage, des marqueurs peuvent être implantés dans
ou à proximité du volume tumoral. Les fiduciaires (ou fiduciels ou
repères ou clips) radio-opaques sont visualisables sur des images
orthogonales en contraste osseux. Ces dispositifs sont de très
petite taille et sont implantables selon différentes voies d’abord
(transcutanée, endobronchique, endoscopique) sous guidage
radiologique (échographie, scanner) selon leur site anatomique et
leur accessibilité.
Des repères électromagnétiques, de type transpondeur, tendent
à être de plus en plus utilisés pour une localisation non irradiante.
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MED 450 – 7
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Coupes scanner
Volume scanner
Figure 10 – Reconstruction spatiale 3D
4.2.4 Marqueurs biologiques
L’image 2D est ensuite comparée aux DRR pour vérifier l’adéquation du positionnement à la planification.
L’imagerie fonctionnelle est couramment utilisée pour la planification (fusion d’images pour la définition des volumes cibles, imagerie de la réponse), mais encore peu utilisée pour l’IGRT. Du
Lipiodol (radio-opaque) a été utilisé pour visualiser des tumeurs de
vessie, mais son application et la stabilité du produit au cours du
temps peuvent être limitantes.
4.3.2 Images orthogonales permettant
la localisation spatiale
4.3 IGRT reposant sur des images 2D
ou 3D
Aux DRR sont confrontées des images obtenues selon les
mêmes angulations. L’utilisation d’au moins deux incidences
orthogonales permet de calculer les déplacements requis, le cas
échéant. Les détecteurs utilisés peuvent être en silicium amorphe
ou autres...
4.3.2.1 Contrôle par films radiographiques
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4.3.1 Définition de la DRR
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La reconstruction spatiale 3D (figure 10) s’effectue via le TPS qui
permet de définir la balistique (géométrie des faisceaux) d’irradiation ou « dosimétrie » visant à optimiser la distribution de la dose
dans le volume cible. Celle-ci s’effectue à partir des données anatomiques internes du patient, obtenues au moyen du
simulateur-scanner qui reproduit les paramètres balistiques de
l’irradiation via le logiciel de planimétrie.
Des reconstructions tridimensionnelles sont réalisées, avec
possibilité de projections sur tous les plans de l’espace. Ces
projections (DRR) sont simulées informatiquement à l’aide
d’algorithmes de rendu volumique imitant la physique des rayons
X. Ce procédé permet une vue depuis la source (Beam Eye View )
des différents volumes sous n’importe quel angle de l’espace
(figure 11).
DRR
Volume scanner
4.3.2.2 Imagerie X électronique 2D kV
L’imagerie utilisée pour l’IGRT est préférentiellement proposée
en rayons X en contraste osseux mise en confrontation par recalage avec les DRR. Les translations observées sont utilisées pour
corriger la position du patient par rapport à sa position planifiée.
Cette imagerie est non embarquée pour la 2D, avec des équipements comme celui de l’Exactrac et le TLS (pour Tracking Locating
System ) du CyberKnife.
L’Exactrac (figure 12) [1] est un système permettant le tracking
des tumeurs via un cadre doté de billes radio-opaques placé sur le
patient. Chaque cliché 2D-X permet au système de comparer la position des billes par rapport au scanner de repérage et de reconstituer
la position de la tumeur à traiter (ici une tumeur cérébrale).
Observateur
Figure 11 – Principe du « lancer de rayons » pour la génération
de DRR
MED 450 – 8
Les films radiographiques étaient réalisés selon les champs
d’irradiation et utilisaient l’énergie de traitement ; ils étaient ainsi
appelés, depuis les traitements par cobalt 60 (gamma),
« gammagraphies ». Le positionnement de la cassette d’entreposage et du film, le développement dans la chambre noire étaient
consommateurs de temps. Ces clichés étaient de faible contraste,
relativement irradiants et le temps lié au développement
rallongeait le temps de séance de plusieurs minutes. L’avènement
de l’imagerie électronique depuis les années 1980-1990 a favorisé
le développement des procédures d’assurance qualité et les
débuts de l’IGRT.
Le TLS est composé sensiblement des mêmes éléments que
l’Exactrac. À la demande du système de traitement, l’ordinateur
pilotant le système d’imagerie X prend les clichés révélant les
structures osseuses ou les fiduciaires implantés autour de la
tumeur et permet le repositionnement tridimensionnel du patient
pour un traitement optimal.
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aux DRR de la simulation sur la même interface que les images
portales obtenues au moyen d’EPID numérisées et ainsi immédiatement utilisables. L’utilisation (plus rapide que le développement
d’une gammagraphie) des EPID permet de réduire les mouvements du patient entre le moment de l’acquisition de l’image et le
traitement. De plus, l’interface des logiciels de posttraitement
associés aux systèmes d’imagerie portale commercialisés permet
d’ajuster le contraste de l’image portale. Le point faible de cette
technologie est inhérent à son principe de fonctionnement, car
l’utilisation de rayons X de haute énergie (mégavolts ou MV) est
peu propice à l’obtention d’une image de qualité, les photons étant
difficilement arrêtés par le détecteur. Les développements technologiques permettent néanmoins d’améliorer la qualité des images
obtenues grâce au développement récent de systèmes à base de
matrice de silicium amorphe.
Figure 12 – Système Exactrac (avec l’aimable autorisation de Brainlab)
Tableau 1 – Techniques d’acquisition X possibles
versus énergie de rayonnement
Énergie
de rayonnement
Fan Beam
Cone Beam
kV
kV FBCT
kV CBCT
MV
MV FBCT
MV CBCT
■ MV CBCT (Cone Beam CT)
Cette technique est utilisée sur les dernières générations d’accélérateurs linéaires et tend à devenir un standard dans le cadre de
l’IGRT. Avec un faisceau large, le temps d’acquisition engendre un
mouvement des organes qui floute l’image reconstruite. L’utilisation d’un faisceau MV engendre un dépôt de dose absolue (de 3 à
10 cGy) par une irradiation de photons d’énergie plus élevée. Pour
maintenir un niveau de dose comparable entre un scanner Fan
Beam MV et kV, le nombre de photons doit être diminué, mais cela
entraîne une réduction du rapport signal sur bruit au détriment du
contraste des tissus mous. La résolution spatiale est de l’ordre de
5 mm et un contraste en résolution de 5 %. Cette résolution spatiale est inférieure à celle d’un kV CBCT.
■ MV FBCT (Fan Beam CT)
4.3.3 Imagerie en coupes, 3D d’emblée
ou avec reconstruction volumique
Le principe est de réaliser des imageries successives prises à
partir d’une source X mobile autour du patient (sur une rotation ou
une hélice) permettant une reconstruction 3D (comme un scanner).
Il est important de noter que le but premier de ces scanners est le
repositionnement du patient, et que ces scanners n’ont donc pas
de vocation diagnostique.
Le Fan Beam CT et le Cone Beam CT, en kV et/ou MV,
permettent ces reconstructions 3D participant à l’IGRT. Ainsi, les
quatre techniques d’acquisition d’images 3D sont résumées dans
le tableau 1.
Le Cone Beam CT reste de loin la technique la plus utilisée dans
les équipements liés à l’IGRT.
Les facteurs discriminants des différentes techniques sont la
résolution spatiale et le contraste des images obtenues.
La capacité à déterminer le contraste pour les tissus mous est
limitée par le nombre de photons utilisé pour créer l’image. Les interactions en MVCT sont majoritairement liées à la diffusion Compton
et à la création de paires électron-positron. Les interactions en kVCT
sont liées à la diffusion Compton et à l’absorption photoélectrique.
Les matériaux possédant un nombre atomique élevé (prothèse, produit de contraste...) sont caractérisés par une forte absorption photoélectrique, et leur contraste en imagerie kV sera plus important,
générant des artéfacts de reconstruction tomographique. A
contrario, un scanner MVCT sera moins sensible aux artéfacts liés à
des matériaux de numéro atomique élevé.
4.3.3.1 Imagerie portale numérique (ou MV)
Le MV FBCT est utilisé en MV par la tomothérapie, avec rotation
de la source et du détecteur. L’utilisation d’un faisceau Fan Beam
par rapport à un faisceau large permet la diminution du diffusé et
donc l’amélioration du contraste au niveau des tissus mous. Cette
technique reste marginale par rapport au Cone Beam CT en kV. La
dose délivrée se situe entre 0,7 et 3 cGy.
4.3.3.2 Imagerie kV embarquée
L’imagerie kV embarquée se fait le plus souvent en Cone Beam (kV
CBCT). Elle nécessite un appareillage supplémentaire par rapport au
MV CBCT, souvent disposé à la perpendiculaire du faisceau potentiel
MV CBCT. Par conséquent, pour les systèmes kV embarqués XVI
(Elekta), OBI (Varian), la coïncidence des isocentres imagerie et traitement devra être contrôlée. Un des grands avantages du kV CBCT
par rapport au MV CBCT est la qualité et la résolution de l’image
obtenue pour une dose d’irradiation plus faible.
Le tableau 2 résume les avantages et inconvénients du kV CBCT
par rapport au MV CBCT.
Tableau 2 – Avantages et inconvénients
du kV CBCT versus MV CBCT
Avantages du kV CBCT
comparé au MV CBCT
– Dose d’irradiation plus faible
(0,1 à 3,5 cGy contre
3 à 10 cGy pour le MV)
■ Définition de l’imagerie portale
Il s’agit d’une imagerie en position de traitement, réalisée avec
le faisceau d’irradiation (définissant une imagerie embarquée), lors
des séances avec dispositifs dans la salle de traitement. Les images portales montrent la zone irradiée et permettent la comparaison entre image portale et DRR. Les radiothérapeutes ont accès
– Identification des tissus mous
– Qualité d’image supérieure
(meilleur contraste)
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Inconvénients du kV CBCT
comparé au MV CBCT
– Encombrement
des équipements à ajouter
– Dose non prise en compte
dans le planning de traitement
(dose journalière supplémentaire pouvant dépasser le Gy)
MED 450 – 9
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RADIOTHÉRAPIE GUIDÉE PAR L’IMAGE __________________________________________________________________________________________________
4.3.3.3 Scanner conventionnel embarqué
en salle de radiothérapie
4.4.2.2 Transpondeurs/tracking en temps réel
électromagnétique
Des scanners conventionnels ont été adaptés, depuis 2003, à la
salle de traitement de radiothérapie et couplés aux accélérateurs
linéaires pour développer l’imagerie des tissus mous. La table sur
laquelle est allongé le patient est la même pour le passage au scanner et pour le traitement. Celle-ci pivote de 180o entre le scanner et
l’accélérateur. L’axe de rotation du bras (gantry ) de l’accélérateur
est coaxial avec celui du gantry du scanner. Lors de la rotation de la
table de traitement du côté du scanner, l’isocentre de l’accélérateur
est aussi l’origine des coordonnées du scanner. Lors du passage
dans le scanner, c’est le gantry du scanner qui se déplace le long du
patient et non l’inverse comme dans les systèmes scanner
conventionnels (diagnostic ou de simulation). Ce scanner doit, la
plupart du temps, être modifié pour permettre la translation du
gantry afin d’obtenir un système le plus précis possible. Cette technique paraît donc adaptée aux irradiations complexes actuelles :
lors des radiothérapies conformationnelles 3D ou lors des radiothérapies par modulation d’intensité où les marges sont très réduites et
où, bien sûr, la vérification fréquente de la position du volume cible
est nécessaire. Ce scanner ne peut pas s’adapter à n’importe quelle
salle de traitement et le coût de cette installation n’a pas permis sa
généralisation. Cette configuration d’IGRT est relativement marginale par rapport à l’imagerie embarquée, kV ou MV.
La recherche de systèmes de localisation non irradiants a abouti
à la mise au point de modalités d’IGRT avec transpondeurs, tels
que développé plus bas. Le True Beam utilise le système Calypso.
4.4 IGRT irradiante versus non irradiante
4.4.1 IGRT irradiante basée sur rayons gamma
ou X
La majorité des modalités actuelles d’IGRT sont irradiantes
(cf. paragraphes précédents). Lorsque les volumes imagés et irradiés ne sont pas strictement superposables, la prise en compte des
doses reçues (et notamment des doses périphériques et dose
intégrale) [2] dans le cumul de la dose donnée à visée
thérapeutique est difficilement mesurable.
D’autres modalités, non irradiantes, se sont développées, tout
d’abord par échographie pour les tumeurs pelviennes, puis par
ondes électromagnétiques ou imagerie optique, etc.
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4.4.2 IGRT non irradiante
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4.4.2.1 Échographique
L’échographie est une modalité non irradiante, non ubiquitaire
et surtout utilisée pour des localisations tumorales pelviennes.
Les matrices électromagnétiques (figure 13) sont des émetteurs
récepteurs d’ondes radiofréquences large bande qui excitent les
transpondeurs balises à leur fréquence spécifique et permettent de
les repérer dans l’espace tridimensionnel.
Les transpondeurs dits « beacons » sont des dispositifs
implantables, émetteurs d’ondes radiofréquences à une fréquence
spécifique permettant à la matrice électromagnétique de repérer
sa position en temps réel (figure 14).
4.4.2.3 Tracking optique
Une ou plusieurs caméras (figure 15) fournissent une information positionnelle des objets dans un système de coordonnées en
utilisant des ondes électromagnétiques dans l’UV, en infrarouge,
ou dans le visible, en temps réel (en 4D). Cette méthode fournit
des informations de surface. Elle nécessite une méthode de
calibration qui consiste à mettre en correspondance le système de
coordonnées de la caméra avec la référence isocentrique de la
salle de radiothérapie. Le MTS (Motion Tracking System ) d’Accuray permet ce suivi en temps quasi réel des structures internes
(repérées par fiduciaires) par les mouvements de capteurs de surface (figure 16, émetteurs infrarouges). C-Rad propose les systèmes Catalyst ou Sentinel qui permettent de coupler un affichage
lumineux sur la peau de l’adéquation entre la référence et le repositionnement quotidien, afin de faciliter l’ajustement du patient. À
partir de l’acquisition de la surface du patient, et par triangulation,
il lui est possible d’évaluer le décalage au niveau de l’isocentre. Il
permet donc d’évaluer les mouvements internes et externes.
4.4.2.4 Soustraction d’images vidéo
Les systèmes basés sur l’imagerie vidéo utilisent une paire de
caméras digitales CCD capables de détecter des marqueurs réfléchissants, de calculer leurs positions dans l’espace 3D et de mesurer leurs déplacements. Les déplacements des marqueurs par
rapport à leurs positions initiales sont visualisés sur des moniteurs
en temps réel. Une soustraction des valeurs de pixels de l’image
représentant le patient dans la position actuelle à ceux de l’image
de référence du scanner CT est réalisée (pixel noir si les deux
positions sont exactement identiques).
Figure 13 – Matrices électromagnétiques (avec l’aimable autorisation de Calypso)
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4.5 4D et asservissement respiratoire
ou tracking
4.5.1 Scanner 4D avant traitement/planification
Figure 14 – Transpondeurs (avec l’aimable autorisation de Calypso)
Les technologies dites « 4D » ont pour but principal de gérer les
déplacements des volumes cibles causés par la respiration du
patient (tumeurs du poumon, foie, sein, reins, etc.). Ces déplacements peuvent atteindre une magnitude de 2 ou 3 cm pour les
tumeurs pulmonaires [4] [5]. La trajectoire d’une tumeur pulmonaire peut s’avérer complexe et irrégulière, et changer au cours du
traitement [5] [6]. L’impact des mouvements respiratoires en
radiothérapie est double :
– la qualité de l’image est dégradée (tumeur « floue » ou présence d’artéfacts), ce qui complique la délinéation précise des
volumes cibles ;
– l’incertitude sur la localisation (intra et interséance) des
volumes cibles, mais également des tissus sains, est accrue.
L’ambition des technologies 4D est de parer à ces incertitudes,
tout en limitant les marges et, par là, l’irradiation des tissus sains.
Dans cette section, nous distinguerons les approches 4D advenant
avant le traitement lui-même (par exemple, scanner 4D) et les
approches « en ligne », comme l’asservissement à la respiration
ou le tracking.
Bien que cette application soit plus rare, certains déplacements
de nature non cyclique (par exemple, déplacements de la prostate
dus aux mouvements gastro-intestinaux) font également l’objet de
développements « 4D » et seront également mentionnés.
4.5.2 Scanner 4D
Figure 16 – Émetteurs infrarouges (avec l’aimable autorisation
de Accuray)
De nombreux progrès ont été réalisés dans les techniques de
soustraction d’image. La colorisation et le repérage par laser, par
exemple, permettent l’obtention d’images plus facilement
interprétables. Ce système n’est efficace que s’il existe une bonne
corrélation entre l’anatomie externe et interne du patient. Ainsi, un
dispositif de localisation du patient (patient positioning sensor
unit ) a été développé à Heidelberg pour l’aide au positionnement
lors de la radiothérapie fractionnée des régions de la tête et du
cou [3]. Les avantages de la soustraction d’images sont une
détection immédiate des erreurs de positionnement et son
caractère non irradiant. En revanche, la soustraction d’images ne
fournit aucune information sur l’anatomie interne et est d’utilisation limitée (cou et tête) dans quelques institutions de soins.
Les scanners 4D tomodensitométriques (« 4D CT », figure 17)
permettent l’acquisition d’images correspondant à un cycle respiratoire « moyen » et utilisent un scanner CT conventionnel, couplé
à un signal respiratoire (souvent fourni par un spiromètre, une
ceinture abdominale, ou un marker placé sur le thorax du patient).
Les images sont suréchantillonnées et triées en un nombre prédéfini de phases respiratoires (généralement entre 8 et 10) après la
fin de l’acquisition.
Plusieurs techniques de triage sont décrites dans la littérature,
chacune ayant des avantages et des inconvénients spécifiques.
Dans tous les cas, l’intérêt des images 4D est de fournir des
informations sur la trajectoire des volumes cibles, tout en réduisant la sévérité des artéfacts (il est toutefois important de noter
que des artéfacts sont toujours présents [7], en particulier si le
patient a une respiration irrégulière ou saccadée). Si le traitement
est délivré en laissant le patient respirer librement (c’est-à-dire
sans asservissement à la respiration, voir paragraphes suivants),
ces informations peuvent ensuite être incorporées dans l’élaboration du plan de traitement selon deux stratégies :
Inspiration
Amplitude du signal
Figure 15 – Caméras infrarouges du système MTS du CyberKnife
(avec l’aimable autorisation de Accuray)
Expiration
Phase 1
Phase 3
Phase 4
Figure 17 – Principe de la tomodensitométrie 4D simplifié,
pour un triage en quatre phases du cycle respiratoire
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Phase 2
MED 450 – 11
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– en définissant un volume cible correspondant à l’union des
volumes tumoraux dans toutes les phases du cycle respiratoire : ce
volume est généralement appelé « ITV (ICRU) » ou « internal target
volume »;
– en choisissant une phase respiratoire (appelée « phase de
ventilation moyenne » ou « mid ventilation ») représentant la
position moyenne de la tumeur durant le cycle respiratoire [8] :
l’amplitude de la trajectoire tumorale sera, dans ce cas, introduite
dans le calcul de la marge PTV [9] ;
– en choisissant une phase respiratoire qui éloigne les organes à
risques de l’irradiation pour les patients éligibles en gating. C’est
l’optimiseur de phase respiratoire (Respiratory Phase Optimizer,
ou RPO).
La méthode ITV est généralement jugée plus facile à
implémenter, mais cette facilité a un prix : le volume de tissus
sains irradiés est souvent plus large qu’avec une approche de
ventilation moyenne, en particulier pour les tumeurs très mobiles.
Pendant le traitement, le patient respire librement et les images
Cone Beam (en 3D) sont comparées soit à une image moyenne
regroupant l’information de toutes les phases respiratoires (approche ITV), soit à la phase de ventilation moyenne. Dans les deux
cas, une plus grande précision de traitement est obtenue en utilisant les tissus mous comme référence pour le positionnement du
patient si le contraste des images est suffisant. Il est désormais
également possible d’obtenir des images Cone Beam en 4D au
prix d’un temps d’acquisition et d’une dose au patient plus élevés.
La tomodensitométrie 4D est aujourd’hui très répandue pour le
traitement des tumeurs du poumon (en traitement fractionné
comme en stéréotaxie) et du foie (principalement en stéréotaxie [10]), mais son utilisation reste limitée pour les autres sites.
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4.5.3 Imagerie 4D pendant le traitement
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Le système SYMMETRY, module évolutif de XVI, permet une
imagerie 4D pendant l’irradiation. Il permet la reconstruction des
images par phase de respiration au moment du traitement sur
l’accélérateur, dans le but de vérifier le bon positionnement du
patient et effectuer un déplacement automatique de repositionnement si nécessaire. Afin d’échantillonner une soixantaine de cycles
respiratoires pour une utilisation efficace de Symmetry, il est
nécessaire de faire une acquisition 3D du patient d’environ quatre
minutes avec l’imageur kV.
Symmetry™ est un logiciel qui permet une acquisition d’images
en 4D, la reconstruction en ligne et l’enregistrement 4D automatique pour définir une position moyenne pondérée de la tumeur
pour chaque traitement. Ses avantages sont :
– la possibilité de traiter les patients en respiration libre ;
– l’optimisation du temps de traitement (20 min de traitement
tout compris dont 4 min de temps d’acquisition images 3D et
définition de la position de la cible à irradier).
4.5.4 Fluoroscopie pendant le traitement en MV
et pas en kV
La fluoroscopie utilise un fluoroscope avec un écran ou un système de capture d’image en temps réel, pour imager les structures
internes du patient. La fluoroscopie en radiothérapie moderne renvoie souvent à l’utilisation des panneaux bidimensionnels de basse
énergie des systèmes d’imagerie embarquée ou des panneaux
d’imagerie portale (en rapport avec le faisceau de traitement). Cette
dernière solution a l’avantage d’utiliser le champ de traitement. Toutefois, cette option ne peut être appliquée que dans le cas d’un traitement conventionnel : en RCMI ou VMAT, les mouvements des lames
obstrueront partiellement ou totalement la visibilité du volume cible.
De plus, le champ de traitement doit être suffisamment large pour
permettre d’identifier des structures de référence (de préférence
osseuses). Un exemple d’utilisation de cette approche est la vérification du niveau d’inspiration (en mode gating ou inspiration bloquée)
MED 450 – 12
pour les cancers du sein : le mouvement résiduel à l’intérieur de la
fenêtre de traitement (gating window ) peut ainsi être vérifié de façon
ponctuelle au cours du traitement, en observant le déplacement de la
paroi thoracique intra-séance.
4.5.5 Asservissement à la respiration :
gating et inspiration bloquée
On regroupe sous le terme d’« asservissement à la respiration »
les techniques ayant pour but de synchroniser l’irradiation avec un
niveau respiratoire particulier. Ce niveau respiratoire est fourni par
un signal externe (markers sur la cage thoracique, ceinture
abdominale, spiromètre, etc.), tout comme dans le cas de la tomodensitométrie 4D.
■ Le terme « gating » décrit une situation où le patient respire
librement : l’irradiation n’est déclenchée que lorsque le signal
respiratoire se situe dans une fenêtre prédéfinie durant la simulation, correspondant souvent à une phase du cycle respiratoire
naturel (par exemple la phase d’expiration maximale est souvent
choisie pour les cancers pulmonaires). C’est le processus utilisé
par exemple lors du RPO.
■ L’inspiration bloquée nécessite une coopération plus active du
patient. Cette stratégie est souvent utilisée pour les cancers du
sein, où la patiente est encouragée à inspirer profondément (deep
inspiration breath hold ou DIBH). L’intérêt principal de cette approche n’est pas de minimiser le déplacement des volumes cibles
causés par la respiration, mais avant tout de changer l’anatomie
interne de la patiente en séparant le cœur (et les artères avoisinantes) de la paroi thoracique du fait de l’inflation des poumons.
Ainsi, le risque cardiovasculaire radio-induit peut être réduit.
Il est important de noter que ces interventions (gating ou
inspiration bloquée) ne permettent pas nécessairement de réduire
les marges de traitement de façon significative. En effet, le niveau
respiratoire (du gating ou de l’inspiration profonde) est lui-même
sujet à un certain nombre d’incertitudes qui doivent être incluses
dans le calcul des marges. De plus, la corrélation entre le signal
externe utilisé pour la synchronisation et la position du volume
tumoral à l’intérieur du patient peut changer inter- comme
intra-séance : il est donc risqué de se fier exclusivement au signal
externe avant de procéder à l’irradiation. Seule une procédure
d’IGRT rigoureuse (de préférence quotidienne) permet de vérifier
le positionnement du volume cible au niveau respiratoire
approprié. Cette procédure peut, par exemple, inclure des images
2D orthogonales acquises pendant l’inspiration bloquée pour un
traitement mammaire : on y vérifiera la position de la paroi thoracique, l’inflation du poumon et, si possible, la position des « clips »
chirurgicaux.
Dans le cas d’une tumeur pulmonaire, des images 3D (Cone
Beam CT) offrent une bien meilleure visualisation des volumes
cibles, mais l’acquisition d’un CBCT en gating ou en DIBH présente
des difficultés techniques, du moins chez certains vendeurs d’équipement radiothérapeutique (par exemple, chez Varian, l’option
« gated CBCT » n’est disponible que pour les accélérateurs de type
Truebeam ). De plus, le manque de contraste (en particulier dans le
médiastin) complique le repérage : le développement de marqueurs internes implantables directement dans la tumeur dérive
directement de cette problématique.
Le système ABC (figure 18) pour Active Breathing Coordinator™
(ABC) d’Elekta permet de planifier et d’irradier avec une précision
sans précédent en maintenant toujours le volume cible dans une
même position stable. Le système ABC, qui consiste à arrêter
momentanément la respiration du patient et à coordonner le
traitement à cet arrêt, permet de réduire les marges d’erreur de
moitié. En utilisant cette technique pour le traitement des
lymphomes d’Hodgkin, on obtient une réduction moyenne de
l’irradiation de la masse pulmonaire de 12 %.
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La position de la tumeur (ou du marqueur implanté) est
déterminée de façon intermittente par les imageurs à rayons X et
un algorithme de prédiction est alors élaboré pour lier signal
externe et position interne. Cette corrélation entre la cible et le
signal externe est vérifiée à plusieurs reprises durant la séance et,
le cas échéant (par exemple en cas de modification de la respiration du patient, ou de mouvement subi de la prostate), un nouveau
modèle de prédiction est établi.
Des technologies alternatives sont en cours de développement :
par exemple, au lieu de déplacer le faisceau pour suivre la cible, il
est possible de bouger la table et le patient de façon à garder le
volume cible à l’intérieur des limites définies par le faisceau. Cette
méthode présente néanmoins des inconvénients notoires, comme
la complexité du mécanisme de feedback et la possibilité de
malaise pour le patient.
Figure 18 – Système ABC (avec l’aimable autorisation d’Elekta)
L’ABC est également très efficace pour réduire le volume du
cœur pour les champs tangentiels dans le traitement des cancers
mammaires. L’ABC est un système qui permet de bloquer la respiration. Il est simple d’utilisation et portable. Les mesures du flux
respiratoire sont envoyées sur le moniteur de la salle de contrôle.
Quand le volume d’inspiration voulu est atteint, la valve du ballon
se gonfle, bloquant le flux respiratoire pour une période prédéterminée. On bloque donc la respiration de manière répétée,
bloquant ainsi le volume cible, et gagnant en précision. Le système est prévu pour minimiser le mouvement anatomique du thorax et de l’abdomen, dû à la respiration du patient. Des études ont
démontré que le déplacement des organes dans le thorax et
l’abdomen peut atteindre 10 à 20 mm. Le système minimise l’effet
des mouvements anatomiques, permettant de réaliser des procédures de type imagerie ou radiothérapie avec un volume pulmonaire restant constant et contrôlable. Le patient peut retenir sa
respiration de manière précise jusqu’à un volume défini, en respectant les informations respiratoires le concernant. Ces
informations s’affichent sur le moniteur d’imagerie ou de la table
de traitement.
4.5.6 Tracking en temps quasi réel
sans coopération du patient
Contrairement aux stratégies précédentes, le tracking a pour
ambition de suivre le volume cible dans ces déplacements : le
faisceau d’irradiation se déplace donc selon la trajectoire de la
tumeur. Pour ce faire, il est nécessaire de connaître en tout temps
la position exacte de la tumeur à l’intérieur du patient, ce qui
nécessite :
– de pouvoir localiser la tumeur (ou tout du moins un marqueur
implanté qui servira de repère) ;
– de posséder un système de feedback suffisamment rapide
pour déplacer le faisceau en temps réel.
Aujourd’hui, le tracking n’est disponible que sur certaines
machines équipées de panneaux détecteurs bidimensionnels de
basse énergie.
En pratique, les systèmes de tracking disponibles ne suivent pas
la tumeur en temps réel : ils se basent, eux aussi, sur les
informations fournies par un signal provenant d’un marqueur
externe (souvent des marqueurs optiques placés sur la cage thoracique du patient).
Par exemple, le décalage entre acquisition de l’image (avec
fiduciaires ou sur contrastes tissulaires) et correction du tir en
CyberKnife est de l’ordre de 100 ms. Deux paramètres de décalage
sont principalement en cause : la modélisation mathématique
(moins contraignante) et l’inertie du système mécanique (plus
contraignante).
Un tracking sans fiduciaire est utilisé sur certains équipements
comme le CyberKnife [11]. Une des indications principales
concerne les tumeurs pulmonaires chez des patients avec
broncho-pneumopathie chronique sévère et/ou anticoagulants, à
haut risque de complication lors de la pose de fiduciaire
(pneumo/hémothorax, décompensation respiratoire). Le système X
sight Lung utilise le contraste entre tumeur et parenchyme pulmonaire adjacent pour réaliser le tracking. Il existe des conditions
d’application à cette méthode de tracking (tumeur périphérique, de
plus de 15 mm, non superposée avec le rachis sur les incidences à
45o). Il est estimé que 15 à 50 % des patients bénéficieraient de
cette technique. Cependant, la précision du tracking est jugée
moindre et il peut être nécessaire d’augmenter la marge du CTV
au PTV de 2 à 5 mm. Les systèmes X sightspine et skull utilisent
les repères osseux avec une précision infra-millimétrique.
Des transpondeurs Calypso, au lieu de fiduciaires radio-opaques, sont d’utilisation croissante avec un tracking électromagnétique non irradiant.
4.6 IGRT par tomographie à émission
de positons (TEP)
Le principe de la tomographie à émission de positons repose sur
l’injection d’une molécule marquée par un isotope radioactif
(remplacement à l’intérieur de la molécule d’un atome naturel par un
atome chimiquement identique mais émettant des positons). Cet isotope est produit par un accélérateur de particules appelé « cyclotron ».
La molécule est une molécule proche du glucose : 18F-fluoro-deoxyglucose (FDG), molécule marquée au fluor 18. La molécule se fixe
dans les cellules fortement consommatrices de glucose, comme le
sont celles des tissus tumoraux (figure 19). Les positons ont un parcours moyen très réduit dans la matière. Après dissipation très rapide
de son énergie cinétique par collision, le positon s’annihile avec un
électron en émettant deux photons γ de 511 keV à 180o l’un de l’autre.
Les rayonnements émis lors de l’annihilation fournissent des informations sur la localisation et la quantité d’émetteurs β+ dans la matière.
En utilisant deux détecteurs face à face, il est possible de détecter les
deux photons par coïncidence temporelle. La reconstitution du parcours de plusieurs couples de photons permet ainsi de remonter au
lieu d’annihilation et de localiser l’émetteur. La TEP constitue donc
une technique d’imagerie tomographique 3D permettant de reconstruire en 3D le volume tumoral fonctionnel.
La TEP ne peut constituer une technique d’imagerie de contrôle
qu’en hadronthérapie. En effet, en hadronthérapie, on utilise des
faisceaux d’ions carbone, dont les propriétés physiques et biologiques permettent un dépôt de dose élevé en fin de parcours, ainsi
qu’une faible diffusion latérale. Les interactions physiques entre les
ions et la matière traversée (eau ++) entraînent des phénomènes de
fragmentation et, par suite, la production de particules légères. Ces
particules secondaires sont émettrices de positons et peuvent ainsi
être détectées par la TEP. La TEP en ligne in vivo permet un calcul de
la distribution spatiale et dosimétrique du faisceau primaire et
constitue donc un outil de contrôle en temps réel.
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MED 450 – 13
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RADIOTHÉRAPIE GUIDÉE PAR L’IMAGE __________________________________________________________________________________________________
Particules secondaires
Rouge : particules émettrices de positons
12C
H2O
13N14N15N
15O16O
10C11C12C
e+
γ
e–
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Figure 19 – Principe de la tomographie par émission de positons
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4.7 Imagerie protonique
4.8 IRM embarquée
La radiothérapie par protons est une technique d’irradiation en
expansion, du fait de l’avantage balistique de ce type de particules
par rapport aux photons. Le dépôt d’énergie est en effet maximal
en fin de parcours, au niveau du pic de Bragg, alors que la dose
délivrée après celui-ci est négligeable. Les avantages de la
protonthérapie ne peuvent pas être pleinement exploités car il
n’existe pas aujourd’hui d’imagerie protonique. En effet, sous
l’effet de leurs interactions avec les noyaux des atomes du milieu
traversé, les protons suivent une trajectoire sinueuse, qui est responsable d’une perte conséquente de résolution spatiale. Ce phénomène de diffusion coulombienne multiple a freiné le
développement de l’imagerie protonique, qu’il s’agisse de la radiographie ou de la tomographie, malgré d’importants avantages
démontrés en termes de contraste dans les tissus mous et de dose
délivrée au patient.
Des développements sont en cours pour utiliser l’IRM en salle
de traitement.
La conversion des nombres Hounsfield (NUH), mesurés par le
scanner-X classiquement utilisé en radiothérapie, aux pouvoirs
d’arrêts des protons (S/ρ) dans chaque voxel, nécessite une étape
de calibration. Or, cette conversion n’est pas exacte car la
dépendance en numéro atomique Z et numéro atomique massique
Z/A des matériaux traversés est très différente pour l’atténuation
des photons X et pour le pouvoir d’arrêt des protons. De plus, les
artéfacts de durcissement de faisceau (beam hardening ), présents
en imagerie scanner-X, nuisent à la qualité de la calibration puisque le spectre de photons est modifié en fonction de la position où
le nombre Hounsfield est mesuré. L’incertitude résultante sur le
calcul du parcours des protons dans la matière est de l’ordre de 3
à 10 mm, selon la région anatomique considérée (crâne, pelvis) et
la profondeur de traitement.
5. Exemples de machines
sous l’angle de leurs
systèmes couplés d’IGRT
5.1 Arcthérapie volumique modulée
(VMAT)
Lors d’une séance par arcthérapie, l’irradiation est réalisée avec
un ou deux arcs continus autour du patient (figure 20, exemple de
dosimétrie VMAT). La zone tumorale est irradiée avec une
meilleure uniformité et une extrême précision, en épargnant au
mieux les tissus sains.
Compte tenu des limites évoquées plus haut, le contrôle du
positionnement patient avant chaque séance de traitement est
aujourd’hui effectué avec un (ou plusieurs) tube(s) à rayons X
embarqué(s). Or, d’une part, les systèmes d’IGRT couplés sont
moins développés que ceux utilisés en photonthérapie et, d’autre
part, un défaut d’alignement des axes des tubes à rayons X avec
l’axe du faisceau de protons engendrerait des erreurs systématiques sur le positionnement du patient.
Des technologies d’imagerie dédiées à la protonthérapie sont en
cours de développement et consistent à détecter les rayonnements
secondaires induits par les protons dans la matière [13], avec
notamment la mesure des rayonnements gamma-prompts
pendant l’irradiation, produits lors de la désexcitation des noyaux,
et l’in vivo TEP, qui consiste à effectuer une acquisition tomographique par émission de positon (TEP) dans la demi-heure suivant
l’irradiation, afin d’imager l’activation des tissus par le faisceau de
protons et de la comparer à la distribution de dose théorique.
MED 450 – 14
Figure 20 – Exemple de dosimétrie VMAT
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La société Varian propose sa technologie RapidArc sur ses
Clinacs, tandis que Brainlab offre le Dynamic Hybrid Arc (mouvements simultanés de l’anneau et du Linac), et Elekta porte la
technique « VMAT ».
■ HybridArc, proposée par Brainlab, est une nouvelle technique de
traitement qui combine la thérapie conformationnelle d’arc
dynamique optimisé avec modulation d’intensité discrète. Le
résultat est une distribution de dose unique calculée en additionnant la distribution d’arcs dynamiques avec la distribution d’un
certain nombre de faisceaux fixes IMRT.
■ RapidArc, proposée par Varian, est une thérapie d’arcthérapie
volumique qui livre une distribution de dose 3D sculptée précisément avec une rotation unique à 360o du portique supportant
l’accélérateur linéaire. Cela est rendu possible grâce à un
algorithme de planification de traitement qui change simultanément trois paramètres pendant le traitement :
– la vitesse de rotation du portique ;
– la forme de l’ouverture du collimateur multilames ;
– le débit de dose de traitement.
Figure 21 – Tomothérapie (avec l’aimable autorisation de Accuray)
■ VMAT, proposé par Elekta, permet aux utilisateurs de traiter des
patients à l’aide d’une technique innovante, combinant la rotation
du bras avec une collimation multilames pour offrir une IMRT à
conformation élevée.
Rayon X
Cette technique d’administration étend les différentes
techniques précédemment développées par Elekta (arcthérapie et
modulation d’intensité) en permettant de faire varier le débit
UM/degré tandis que le statif et le collimateur pivotent.
Rayon X
Accélérateur
Pendant la rotation du statif, le système de commande règle les
paramètres suivants :
– la vitesse du statif ;
– le débit de dose ;
– la vitesse du statif et le débit de dose conjointement ;
– la direction et la vitesse de la rotation du collimateur.
Bras robotisé
Collimateur cylindrique
Table robotisée
Cette technique d’administration permet une administration
homogène de la prescription en une seule séquence automatique.
Les mouvements du MLC et du collimateur sont contrôlés en
fonction de la dose administrée.
La vitesse du statif et le débit de dose sont contrôlés en fonction
de la dose prescrite à administrer selon une série de formes du
MLC et le mouvement du statif.
5.2 Irradiation hélicoïdale (tomothérapie)
Cette technique (figure 21) consiste à coupler un scanner et un
accélérateur de particules miniaturisé qui tourne autour du patient
en « spirale » pendant que la table de traitement se déplace
longitudinalement. L’appareil est aussi capable de faire varier son
ouverture au cours de l’irradiation, permettant une radiothérapie
avec modulation d’intensité.
5.3 Stéréotaxie sur appareil dédié
au CyberKnife
La radiothérapie stéréotaxique par CyberKnife (figure 22) utilise
la robotique pour traiter des tumeurs corps entier grâce à un accélérateur linéaire (6 MV) miniaturisé, monté sur un robot capable de
le déplacer dans toutes les directions possibles (6o de liberté), avec
une précision de positionnement inférieure au millimètre. Les
débits de doses de l’accélérateur vont de 400 à 1 000 UM/min, les
champs d’irradiation associés au traitement vont de 5 à 60 mm. Un
système d’imagerie (TLS pour Tracking Location System ) est
composé de deux sources de radiographie kV au plafond et de
détecteurs 1024 × 1024 pixels positionnés dans le sol, sous le
patient.
Figure 22 – CyberKnife (avec l’aimable autorisation de Accuray)
Les sources X sont positionnées de telle manière que les rayons X
générés se croisent orthogonalement à l’isocentre du système de traitement. C’est à partir de ce référentiel constitué par le système d’imagerie que tous les traitements CyberKnife sont réalisés. Les images
live sont numérisées et comparées aux images synthétisées issues
des données CT du patient (DRR). Cette technique tient compte de la
détermination de changements de position du volume cible pendant
le traitement (intrafraction), se traduisant par la compensation automatique de position du robot pour chaque incidence de faisceau.
Les minifaisceaux produits par cet appareil peuvent être multiples
selon divers angles de tir [12]. Cela permet de focaliser la dose
d’irradiation en minimisant l’impact sur les tissus sains avoisinants.
Cette technique permet de traiter des tumeurs de taille limitée.
5.4 Vero
Vero (figure 23) est un système constitué d’un anneau rigide
recevant un linac 6 MV (accélérateur linéaire) tournant le long de
l’anneau et orientable autour de son axe (± 2,5o) doté d’un collimateur multilames, de deux systèmes de détection X du positionnement patient (2D X Ray et kV CBCT) et d’un EPID (MV CBCT). La table
de traitement, outre ses 4o de liberté, permet aussi une rotation de
± 60o autour de l’anneau. De plus, Vero dispose d’un système de
tracking IR ou basé sur des fiduciaires implantables, et du suivi fluoroscopique. Vero répond aux prérequis nécessaires à un traitement
stéréotaxique.
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Rayon-X 1
Accélerateur
linéaire
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Rayon-X 2
CML
Détecteur 2
EPID
Détecteur 1
CML : collimateur multilames
Figure 23 – Vero (avec l’aimable autorisation de Brainlab)
5.5 Truebeam/Novalis TX
Le système Truebeam se décline en deux variantes très
similaires chez Varian et Brainlab ; il s’agit d’un intégrateur de
solutions software et hardware dans le domaine de la radiothérapie. Le Novalis TX de Brainlab tout comme le Truebeam de Varian
intègre les dispositifs suivants :
– une table de traitement à 4o de liberté ;
– un collimateur multilames (120 lames) ;
– sept niveaux d’énergie photons ;
– un débit de dose élevé ;
– kV CBCT, 2D kV et fluoroscopie ;
– MV CBCT.
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5.6 Elekta Axesse
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L’accélérateur Elekta Axesse™ (figure 24) peut disposer des
caractéristiques principales suivantes :
– une énergie d’irradiation « RX » de 6 MV ;
– un collimateur multilames, Agility™ : ce collimateur intégré est
composé de 160 lames de 5 mm ;
– un système d’imagerie portale, l’iViewGT™, utilisant le
faisceau MV de l’accélérateur : il est composé d’un détecteur en
silicium amorphe ;
– un système d’imagerie embarquée en basse énergie (kV), le
XVI : il est monté sur la plate-forme perpendiculairement au faisceau de l’accélérateur et permet d’acquérir des images en trois
dimensions ;
– une table de traitement, la table Precise : elle permet les traitements de champs non coplanaires. Elle est équipée du système
HexaPOD (6o de liberté).
Le système anticollision mécanique est présent sur la tête
d’irradiation et sur l’imageur portal.
6. Stratégies de correction
des erreurs de repositionnement par IGRT
Deux stratégies de correction (online et offline ) sont utilisées
pour évaluer la position du patient et la conformité de position des
faisceaux ou de distribution de dose.
6.1 Erreurs aléatoires et systématiques
(répétées)
Une erreur est systématique si elle se reproduit à l’identique à
chaque séance (erreur lors du scanner de planification, lors de la
planification ou du transfert des données par exemple). Une erreur
est aléatoire lorsque, d’une mesure à l’autre, la valeur obtenue
peut être surévaluée ou sous-évaluée par rapport à la valeur
réelle ; elle est donc imprévisible.
6.2 IGRT offline
Figure 24 – Elekta Axesse (avec l’aimable autorisation de Elekta)
MED 450 – 16
L’IGRT pratiquée a posteriori, c’est-à-dire offline, permet de ne
pas reproduire des erreurs systématiques et ne permet que cela.
La non-correction d’erreurs systématiques induit des changements
dosimétriques significatifs. Moins contraignante qu’une procédure
online car pouvant être réalisée en dehors des heures des traitements, et ne se répercutant pas sur la durée totale de traitement
du patient (repositionnement + irradiation), elle ignore cependant
un certain nombre d’erreurs aléatoires qui peuvent être corrigées
par une IGRT online.
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6.3 IGRT online
Le contrôle de l’imagerie en temps réel, patient sur table en
position de traitement, impose une présence médicale au poste
(ou une délégation protocolisée et la formation d’un personnel
agrémenté) et rallonge le temps de séance de quelques minutes,
cette durée variant avec la méthode d’IGRT. Elle nécessite un haut
niveau d’intégration de logiciels et matériels d’imagerie avec
mouvements de table, etc. L’information est adaptée aux
changements et prise en compte dans le processus complet de
l’irradiation. Un avantage majeur de l’IGRT online est de corriger
aussi des erreurs aléatoires, et sous certaines conditions de
diminuer les marges d’incertitude du CTV au PTV.
L’utilisation de fiduciaires dans la prostate serait la méthode la
moins sujette aux variations inter-observateurs (subjectivité) et
peut être utilisée avant chaque séance pour juger du déplacement
à réaliser avant chaque traitement (au-delà de 3 mm de différence
de positionnement). Néanmoins, en cas de séance longue, il peut
être nécessaire de répéter l’imagerie de contrôle en cours de
séance, pour prendre en compte des mouvements intrafractions
(patient, organe et/ou tumeur).
6.4 Modes de recalage
Le recalage de l’image par traitement sur l’image de planification est le plus souvent un recalage rigide. Des méthodes de recalage non rigide, voire élastique, sont développées mais restent peu
utilisées en routine.
7. Principes d’application
et limites
7.1 Protocoles
Les protocoles d’IGRT doivent indiquer les personnes habilitées
à pratiquer les contrôles d’IGRT (médecins, internes, physiciens,
manipulateurs techniciens...), les seuils et tolérances liés à la
précision des appareils et de la table, ainsi qu’aux équipements
informatiques, la modalité d’IGRT requise par situation clinique, la
fréquence des contrôles et des spécificités éventuelles (tumeurs
mobiles, enfants, personnes âgées, états d’agitation, etc.). Des procédures sont établies et les protocoles sont obligatoirement évalués et structurés comme tout transfert de compétences visant à
éviter les erreurs : exactitudes, tolérances/alertes, dose supplémentaire, etc. Ces protocoles doivent être évalués, validés (autoévaluation/retour
d’expérience/CREX),
faire
l’objet
d’une
information et s’inscrire dans un processus d’assurance qualité.
7.2 Contraintes
accélérateur, le temps quotidien passé à faire des contrôles d’images par les médecins a été évalué à 1 h à 1 h 30 par accélérateur.
La possibilité de délégation partielle du contrôle de position aux
manipulateurs est donc de plus en plus évaluée. Il est, dans ces
cas, nécessaire de définir les méthodes de recalage validées, de
définir les valeurs acceptables sans correction, les valeurs nécessitant une correction immédiate du positionnement par la personne
déléguée (généralement un manipulateur ou interne) et celles
nécessitant un appel du médecin pour décider du déplacement, et
enfin les situations où un nouveau contrôle peut s’avérer
nécessaire [13].
7.2.2 Délégation/transfert de compétences
La Société américaine de radiothérapie a émis des recommandations pratiques d’utilisation de l’imagerie embarquée pour
l’ensemble du personnel de radiothérapie. Les manipulateurs doivent connaître et comprendre l’utilisation et l’intérêt du guidage
par l’image, et ils sont habilités à traiter le patient selon les
prescriptions médicales, sous la responsabilité du médecin
oncologue radiothérapeute. Ils doivent acquérir périodiquement
des images de contrôle pour qu’elles soient revues par le médecin
oncologue radiothérapeute. Ils doivent évaluer périodiquement la
reproductibilité des modalités de positionnement du patient et
avertir le médecin oncologue radiothérapeute ou le physicien
médical en cas de modification. De même, la Société européenne
de radiothérapie a édité un guide pratique de la radiothérapie guidée par l’image, où il est précisé que les professionnels qui prennent des décisions de déplacement de l’isocentre du patient, en
particulier en temps réel, doivent être qualifiés et formés régulièrement, mais il n’est pas précisé à qui ces compétences sont rattachées. En France, il n’est pas clairement spécifié à qui est attribuée
la vérification de l’imagerie de contrôle. La responsabilité incombe
au médecin, mais la délégation aux manipulateurs semble possible. En effet, les résultats de l’étude permettent de confirmer que,
pour des mesures retrouvées jusqu’à une valeur seuil moins
1 mm, la séance peut être réalisée sans appel du médecin et sans
nouveau contrôle. Pour un contrôle égal à la valeur seuil (5 mm
pour cette étude), la séance peut être effectuée et un nouveau
contrôle est nécessaire lors de la séance suivante. Au-delà de la
valeur seuil, l’alerte médicale est préférable. Une procédure
d’appel médical a été mise en place pour la vérification de position
quotidienne et hebdomadaire. Un arbre décisionnel est affiché au
pupitre de commande, permettant d’adapter la conduite à tenir
pour les manipulateurs. Les manipulateurs ont une période de formation et de validation au recalage d’image. Le contrôle des
compétences est revu chaque année.
7.2.3 Automatisation
La délégation humaine tend à être supplantée par des systèmes
automatisés où l’erreur est détectée, la correction calculée, et où
l’intervention humaine est limitée à la validation du processus de
contrôle informatique, soit de façon systématique, soit au-delà de
certains seuils dépassant les tolérances acceptées.
7.2.4 Programme d’assurance qualité
7.2.1 Temps médical/paramédical
Le protocole minimal recommandé d’IGRT pour les cancers de la
prostate est actuellement de réaliser deux clichés de contrôles
orthogonaux les trois premiers jours, qui sont comparés aux images de référence, et de corriger une éventuelle erreur systématique
en déplaçant l’isocentre. Puis des contrôles de positions
hebdomadaires orthogonaux sont réalisés afin de s’assurer de
l’absence de modifications qui surviendraient en cours de traitement. Pour les traitements avec modulation d’intensité, ces
contrôles doivent désormais être quotidiens. Tous ces contrôles
sont consommateurs de temps et pour un taux d’occupation de 40
à 45 patients avec trois débuts ou mises en route par jour et par
Le contrôle du bon déroulement des processus d’IGRT est,
comme l’IGRT elle-même, indispensable mais consommateur de
temps. Des algorithmes d’analyse d’images sont développés pour
détecter, assurer le bon déroulement des processus avec la même
précision que l’approche manuelle, mais de façon informatisée
automatisée et plus rapide. Le suivi des performances des
appareils utilisés pour l’IGRT nécessite la mise en place d’une
assurance qualité sur les matériels utilisés, à la fois sur l’imagerie
mais aussi sur les logiciels utilisés et la table de traitement qui servira au repositionnement automatique [14]. Ces contrôles devront
concerner le générateur, la géométrie, la qualité d’image, la dose
et la sécurité.
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MED 450 – 17
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RADIOTHÉRAPIE GUIDÉE PAR L’IMAGE __________________________________________________________________________________________________
7.2.5 Bénéfice clinique
7.3.5 Autres
Bien qu’il ne paraisse plus acceptable de réaliser une irradiation
sans IGRT, a fortiori lorsqu’elle génère de forts gradients de dose,
les moyens mis en œuvre et le coût de l’IGRT ne peuvent être
justifiés que par un bénéfice clinique. Les avantages dosimétriques
de l’IGRT sont maintenant démontrés dans de nombreuses études,
mais le niveau de preuve pour la généralisation de cette pratique
nécessite une traduction clinique. L’évaluation du bénéfice de
l’IGRT prend en compte plusieurs critères : la faisabilité, les
performances techniques de la méthode choisie, son impact sur
les toxicités (réduction de marges sécuritaires, irradiation supplémentaire) et son impact sur le contrôle local (diminution des
échecs marginaux, augmentation sécuritaire de la dose).
Des résultats encourageants similaires ont été rapportés pour
d’autres tumeurs gastro-intestinales et pelviennes [19].
7.3 Niveaux de preuve par site tumoral
7.3.1 Prostate
Il a été démontré dès 2005 que l’élimination d’erreurs systématiques par une IGRT se traduit par un meilleur contrôle biochimique
en radiothérapie pour un cancer de la prostate. Il existe une corrélation significative entre les déplacements de la prostate induits
par des variations de la réplétion rectale pendant les séances de
traitement et la réplétion rectale au moment du scanner
dosimétrique [15]. Par la suite, il a ensuite été montré qu’il est possible, grâce à l’IGRT, d’augmenter la dose dans la prostate en utilisant la RCMI et ainsi d’améliorer le contrôle local, tout en
réduisant la toxicité rectale d’un facteur 2 à 5.
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7.3.2 Poumon
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Des marges PTV centimétriques ont été nécessaires dans les
tumeurs thoraco-abdominaux pour inclure la totalité du volume
cible tout au long du cycle respiratoire. Ces larges marges
entraînent une toxicité excessive des tissus normaux et limitent la
dose à délivrer aux volumes cibles. L’asservissement à la respiration et le tracking ont permis d’améliorer le contrôle local, tout en
réduisant les toxicités à type d’œsophagite, de pneumonie radique, et les toxicités cardiaques, en particulier en irradiation
stéréotaxique [16].
7.3.3 ORL
De nombreux essais prospectifs internationaux évaluent actuellement le bénéfice et le coût de l’IGRT en pratique quotidienne
(STIC IGRT prostate, Pr Lagrange, Créteil, France ; Schwartz DL,
ORL MSKCC, États-Unis, ARTFORCE Europe). Rares sont néanmoins ceux qui permettent d’évaluer le bénéfice propre de l’IRT
indépendamment d’une technique d’irradiation conformationnelle/optimisée.
7.5 Perspectives cliniques
7.5.1 Réduction de marges et réduction
des toxicités
Une IGRT online permettant de réduire les erreurs systématiques et aléatoires, l’incertitude de repositionnement du patient et
de position de la cible peut être réduite et ainsi les marges générées du CTV au PTV également. La moindre irradiation des tissus
sains adjacents a ainsi pour répercussion théorique une diminution des toxicités (aigues et séquelles). Lorsqu’une telle réduction
est envisagée, le niveau d’exigence de la qualité de la radiothérapie et de l’IGRT doit être maintenu élevé et assuré par des procédures d’assurance qualité strictes.
7.5.2 Escalade de dose et augmentation
du contrôle local
Plusieurs études réalisées sur des cancers de la prostate
suggèrent une amélioration du contrôle local avec une escalade de
dose par une technique conformationnelle (principalement fondées sur des techniques de RCMI) qui n’est rendue possible que
par un contrôle IGRT rapproché (le plus souvent quotidien). Bien
que non formellement démontrable, ce bénéfice de l’IGRT, indissociable des modalités d’irradiation conformationnelle et stéréotaxique, se traduit indirectement par l’augmentation des taux de
contrôle local.
7.5.3 Gestion des flux de données
Les premières démarches d’assurance qualité visant à s’assurer
de la qualité de la radiothérapie datent des années 1980 sous
l’égide de l’EORTC et du professeur Horiot. Plusieurs essais de
phase III ont suggéré que la non-conformité de la radiothérapie
pouvait peser plus lourd que le médicament sur la survie [17].
Il n’est pas possible de réaliser une irradiation ORL sans IGRT au
moins 2D, compte tenu de la proximité de la moelle épinière. Des
études sur les cancers de la tête et du cou ont montré qu’une
réduction des marges du CTV au PTV de 5 à 3 mm est possible
grâce à une IGRT quotidienne, sans détérioration du contrôle locorégional ou de la survie.
7.3.4 Sein
Aucune étude n’a, à ce jour, apporté de réelles preuves cliniques
du bénéfice de l’IGRT dans le traitement des cancers du sein en
termes de contrôle local ou même de réduction du risque cardiovasculaire radio-induit. Toutefois, il est raisonnable de penser que
certains développements techniques (comme l’asservissement à la
respiration), ainsi que de nouvelles stratégies de traitement
(comme l’irradiation partielle du sein) ne sont applicables que
lorsqu’elles sont jointes à une procédure IGRT [18].
MED 450 – 18
7.4 Essais prospectifs
La généralisation de l’IGRT en pratique quotidienne impose une
bonne gestion des flux d’informations, un développement des
outils informatiques, une grande réactivité et des processus
d’assurance qualité contraignants en matériel et en personnel.
8. Conclusion
L’IGRT/ART est indispensable pour assurer une irradiation de
qualité et garantir à la fois un contrôle local élevé et des toxicités
minimales. Il ne peut pas exister de recommandation unique, car
la diversité des équipements de radiothérapie et des situations
cliniques impose de s’adapter à son environnement technique et
de pondérer le niveau de contrôle en fonction du site tumoral. Le
surcoût humain, en matériels et en dose fait l’objet d’une évaluation nécessaire, mais le bénéfice d’une IGRT paraît à ce jour
incontestable, même en l’absence de preuve formelle dans le
cadre d’essais randomisés testant l’usage de l’IGRT versus une
abstention d’IGRT qui n’apparaîtrait plus éthique. Les évolutions
technologiques en dosimétrie in vivo, ainsi qu’en imagerie protonique sont en cours de développement et semblent prometteuses.
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Radiothérapie guidée par l’image
par
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N
Richard TRIMAUD
Ingénieur Cyclotron
Centre Antoine Lacassagne, Nice, France
Juliette THARIAT
et
Oncologue radiothérapeute
Centre Lacassagne Cyclotron, Nice, France
Note de l’éditeur
Ont contribué à cet article : Marianne AZNAR, Régis AMBLARD, Catherine DEJEAN,
Gaëlle ANGELLIER, Vincent FLOQUET et Joël HERAULT.
Ce travail a été réalisé dans le cadre du DIU de radiothérapie haute technicité
http://www.diu-radiotherapie.com
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À lire également dans nos bases
NÉNOT (J.-C.). – Effets biologiques des rayonnements ionisants. [BN 3 902] Sûreté et protection
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FERDINAND (P.). – Réseaux de capteurs à fibres optiques. Applications. [R 461] CND : méthodes
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THIERRY (D.) et PAQUET (F.). – Effets biologiques
et sanitaires des rayonnements ionisants. Bilan
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et sanitaires des rayonnements ionisants. Enseignements tirés des expositions humaines
aux rayonnements ionisants. [BN 3 904] Sûreté
et protection nucléaires (2011).
PÉPY (G.). – Les faisceaux de neutrons. Analyse des
traces, imagerie et médecine. [BN 3 016] Physique nucléaire (2006).
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[MED 910] Innovations en analyses et mesures
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méthodologie. [MED 890] Innovations et analyses et mesures (2013).
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[R 1 109] Techniques de mesure analogiques et
numériques (2013).
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