ET BASES PHYSIQUES DE LA RADIOTHERAPIE

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1 ET BASES PHYSIQUES DE LA RADIOTHERAPIE
NOTIONS DE DOSIMETRIE ET BASES PHYSIQUES DE LA RADIOTHERAPIE

2 NOTIONS DE DOSIMETRIE I. BUT
Définir et mesurer des grandeurs caractérisant l'irradiation à laquelle est soumis un organe ou un individu : Lors d'examens nécessitant des radiations ionisantes (photons X ou g) en radiographie classique, TDM, interventionnelle, médecine nucléaire Lors des traitements par radiations ionisantes (photons, électrons…) : radiothérapie externe ou interne. Pour : Eviter les lésions et minimiser les risques encourus : examens, Etre le plus efficace sur le tissu cible et le moins agressif possible sur les tissus sains : traitements de radiothérapie ou curiethérapie. Ces grandeurs sont liées à l'énergie perdue par les radiations ionisantes dans les tissus (ou plus généralement "le matériau").

3 II. GRANDEURS CARACTERISANT LA DOSIMETRIE DES FAISCEAUX DE PHOTONS X OU g (radiologie, radiothérapie). 1/ Caractéristiques du faisceau La puissance que transportent les photons ou flux énergétique : φ (watt) ; L'énergie apportée par le faisceau pendant une durée t en est l'intégrale W =  t0 φ dt Si le flux énergétique est constant, W (J) = φ (W) t (s) L'éclairement de la cible : E (W/m2) = φ (W) / s (m2) La fluence est l'énergie / unité de surface F (J/m2) = W =  t0 φ dt =  t0 E dt si E = constant, F = E.t S S

4 g S 2/ Le KERMA (Kinetic Energie Released per Mass Unit)
C’est l'énergie perdue par les photons dans une petite tranche de matériau de masse dm - cédée aux électrons dW = µt W dx K = dW (J/kg) dm K = µt W dx = µt W dx = µt F r dv r S dx r g S dx

5 Le KERMA : n'est pas directement mesurable, ne dépend pas de l'entourage, si on connaît F en ce point, on peut le calculer.

6 e- e- g e- e- m 3/ La dose absorbée
C'est l'énergie effectivement cédée par les électrons secondaires / U.M. matériau. D =  Wi m D en J/kg ou Gy Ancienne unité 1 rad = 1 cGy e- e- g e- e- m

7 La dose absorbée : peut se mesurer (mais difficile : capteurs à l'intérieur des tissus, fantômes…), dépend de l'entourage : puisque les électrons sont mis en mouvement préférentiellement dans une direction proche de celle des photons, ils « exportent » l’énergie vers l’intérieur du matériau et la dose absorbée près de la face d’entrée du matériau est inférieure à la dose au sein du matériau.

8 W m g m 4/ Egalité KERMA = DOSE, équilibre électronique
K = D quand il y a compensation entre l'énergie emportée par les électrons mis en mouvement dans m et l'énergie apportée par des électrons mis en mouvement à l'extérieur. Conditions : m située dans M plus grande, à distance de la face d'entrée des g. M à des dimensions  trajectoire des e- << libre parcours moyen (1/µ) des g. W m Le Kerma ne varie pas avec la profondeur x tant que le faisceau n’est pas sensiblement atténué. La dose est plus faible que le kerma à proximité de la face d’entrée des photons. En pratique, l’équilibre électronique est réalisé dans l'eau si E g < 3 MeV. g m K D x

9 5/ Exposition Etudions les charges créées par unité de masse d'air pour une certaine dose absorbée. Dair = W = nions . W0 m m où W0 = énergie pour créer une paire d'ions dans l'air  33,7 eV soit 33,7 (J) x e ( C). Q = nions . E d'où Dair = Q W0 L’ exposition est X (C/kg) = Q m e m Si on collecte les charges créées par les ionisations d'une m d'air au sein d'une masse d'air où l'équilibre électronique est réalisé, on a : Dair (Gy) = Kair = X (C/kg) W0 = X . 33,7 . e e e

10 6/ Grandeurs instantanées
K, D et X correspondent à des grandeurs intégrées (comme W et F), on appelle "débit de" … les valeurs instantanées correspondantes. On a, par exemple, le débit de dose : D. (Gy/s) = dD ou D = D. dt dt Le débit d’exposition X. (C/kg/s) = dx Si D. constant, D = D. t

11 I I I. METHODES DE CALCUL DE LA DOSE
En mesurant F Dans le cas d’un faisceau intense, F peut se mesurer par calorimétrie. L’élévation de température est de l’ordre du millième de K, cette méthode est impossible en routine. En mesurant X F = Dm = Dair  Dm = Dair (µ/r)m (µ/r)m (µ/r)air (µ/r)air Dm = X . W0 (µ/r)m e (µ/r)air

12 Aux énergies comprises entre 0,1 et 10 MeV, le rapport des µ/r est constant pour les tissus de l ’organisme et voisin de celui des muscles qui vaut 1,07. d'où Dtissus = X . 33,7. 1,07 = X . 36 (Gy) (C/kg)

13 Pour connaître X : Grande chambre d'ionisation. Si on mesure Q, connaissant la masse d'air, on trouve X  Dm Si on mesure i  X.  D.m Inconvénient : très encombrant (car M  trajectoire e- dans l'air). - Petite chambre d'ionisation. Comme si on comprimait l'air autour du volume de mesure  solidification. En fait paroi réalisée dans un matériau dont le Z  celui de l'air : Bakélite. On peut mesurer D ou D Stylo dosimètre : même principe, il est chargé, puis se décharge avec D. De façon analogue grâce à des détecteurs solides. Les radiations ionisantes modifient leurs propriétés : optiques  thermoluminescence, électriques  semi-conducteurs.

14 IV. APPLICATION EN RADIOTHERAPIE
X et g de faible énergie : calcul des isodoses. Dose à la peau élevée 60Co ou trons (X de 10 à 40 meV) : grand nombre d'e- secondaires  D en profondeur plus forte. Feux croisés : optimisation des positions successives du faisceau par ordinateur à partir de coupes obtenues en TDM, afin que la cible, située au point d’intersection, soit irradiée selon plusieurs incidences, ce qui épargne les tissus sains avoisinants. Le but est de délivrer, en plusieurs séances (fractionnement) une dose d’au moins 40 Gy aux tissus cancéreux, en minimisant la dose reçue par les tissus sains (peau, poumon sain, système nerveux central …).

15 VOLUMES CIBLES EN RADIOTHÉRAPIE DÉFINITIONS ICRU 62, 1999
PTV Volume cible prévisionnel: marges liées aux mouvements et aux erreurs de positionnement Volume tumoral macroscopique Volume cible clinique : extension infra-clinique GTV CTV

16 Accélérateurs linéaires couplés dont le plan
d’irradiation est calculé grâce à l’imagerie en coupe

17 Simulateur TDM et dispositifs de contention
Appareil d’irradiation