Scanner simulateur et Production des rayonnements

II. Appareillages

II.1 Scanner simulateur

Le scanner est un appareil d’imagerie médicale, son principe de fonctionnement est basé sur la rotation de la source de rayons X et l’ensemble de capteurs de façon synchrone autour du patient. Accompagné d’un déplacement longitudinal d’une table motorisée à travers un anneau circulaire, sur laquelle le patient est allongé, l’acquisition est dite hélicoïdale.

Une fois la région anatomique scannée, les différentes coupes obtenues sont traitées par ordinateur ce qui permet de visualiser les organes internes en trois dimensions (3D).

Le principe du scanner simulateur est de choisir un plan de coupe et d’effectuer multiples projections sous différents angles afin de connaitre le coefficient d’atténuation en chaque point du plan. Les images obtenues représentent des cartes des coefficients d’atténuation des rayons X obtenus à partir des projections qui définissent cette coupe.

Un faisceau de rayon X traversant un matériau homogène subit une variation de son intensité qui [ la loi de l’atténuation]. [13]

Les images CT de planification sont converties en cartes de densité électronique relative entre le milieu et l’eau en utilisant une courbe de conversion entre l’unité de Hounsfield (HU) et la densité relative électronique du milieu. Où les extrêmes de cette échelle définis en unités Hounsfield (UH) vont de -1000 UH pour l’air à +1000 UH pour les os, la valeur 0 correspondant à l’eau. On définit l’unité Hounsfield (UH) à partir de l’équation suivant :

𝑼𝑯 = 𝟏𝟎𝟎𝟎. 𝝁𝒕𝒊𝒔𝒔𝒖−𝝁𝒆𝒂𝒖

𝝁𝒆𝒂𝒖

(1.23)

Scanner simulateur - Echelle de Hounsfield
Fig 1.14 : Echelle de Hounsfield. [13]

II.2 Système de planification du traitement

Un système de planification de traitement, couramment abrégé TPS, est un logiciel permettant de préparer un plan de traitement par irradiation en radiothérapie.

Qui consiste à la vérification de l’équipement proprement dit (unité centrale, périphériques, logiciels de simulation virtuelle et de dosimétrie) et de son fonctionnement (calculs de dose et temps de calcul) pour des cas de référence (prise en compte des hétérogénéités, manque de volume diffusant…).

La préparation du traitement est réalisée grâce au TPS pour déterminer la distribution de dose dans la tumeur et les zones avoisinantes. Cette distribution de dose doit être optimal de manière à ce que les tissus normaux autour reçoivent le minimum de dose. Plusieurs TPS sont utilisés dans les structures hospitalières.

Ils intègrent des algorithmes de calcul de la distribution de dose qui font appel au package de mesure intégrer dans le TPS lors du Commissioning, des outils de traitements des images médicales et de contourage de tumeur pour définir les volumes cibles. Suivant le degré de complexité et les risques associés au traitement, la modélisation et la simulation seront plus ou moins complexifiées.

Les différentes étapes de la planification de traitement sont :

1. Le placement des faisceaux : choix des angles d’incidences pour éviter au maximum les structures les plus critiques, ce choix est généralement fait dans une représentation dite en Beam’s Eye View, vue dans l’œil du faisceau incident.

2. L’ajustement des faisceaux : choix du type de rayonnement, des accessoires, des modificateurs de faisceaux.

3. La phase de calcul dosimétrique où le programme va calculer la dose déposée par chaque faisceau et quantifier l’irradiation dans chaque organe considéré.

4. La validation clinique du résultat et le transfert des paramètres de traitement pour la réalisation pratique des accessoires puis de l’irradiation sous la machine. [16]

II.3 Production des rayonnements

Les technologies de production des rayonnements ionisants ont beaucoup évolué.

Les premiers traitements étaient réalisés à l’aide de sources de radium, ou de tubes à rayons X. Les énergies étaient alors très faibles de quelques centaines de KeV, les traitements n’étaient donc adaptés qu’à des tumeurs superficielles. L’apparition des traitements au cobalt 60Co a constitué une première grande avancée, le cobalt 60Co est un isotope radioactif qui émet des photons γ d’énergie moyenne 1.25 MeV, ces rayonnements permettent donc d’envisager le traitement de tumeurs profondes, l’avènement des accélérateurs linéaires et circulaire à maintenant permis de s’affranchir des traitements au cobalt 60Co. [13]

Accélérateur linéaire

Les accélérateurs linéaires d’électrons se composent de plusieurs structures, chacune ayant un rôle bien défini.

Le modulateur fonctionne suivant le principe de la charge et de la décharge d’un ensemble condensateur et bobine, il va ainsi fonctionner comme un système qui emmagasine et restitue de l’énergie sur commande. Il génère des impulsions hautes tension à intervalles réguliers avec une fréquence de 50 à 200 Hz. Ainsi des pulses d’énergie qui sont envoyés vers la source hyperfréquence, et vers un canon à électrons.

Le courant du secteur est transformé au niveau du modulateur pour obtenir le courant haute tension à impulsions, qui permet d’alimenter le canon et la source de l’onde hyperfréquence.

Le générateur d’onde électromagnétique klystron8 ou magnétron sont deux technologies différentes de production d’onde mais le principe reste le même à savoir une conversion d’une impulsion haute tension en une impulsion haute fréquence. La fréquence convertie pour le klystron intègre à l’accélérateur linéaire Variant au Centre Régional d’Oncologie OUJDA est 2.856 GHz.

Le canon à électrons, sorte de tube à rayons X dont l’anode est creuse. Les électrons accélérés sous une tension de quelques dizaines de kilovolts sont focalisés par une électrode et passent à travers l’anode à l’aide d’une grille, elle fait converger les électrons vers le trou de l’anode pour que les électrons soient attirés sans être captés pour pénétrer dans la section accélératrice.

Scanner simulateur - Canon à électrons
Fig 1.15 : Canon à électrons. [13]

Groupement des électrons : Les électrons doivent être regroupés en paquets.

En effet, les électrons ayant traversé l’anode trouée ont, certes, la même énergie mais ils arrivent en flux continu. Les premières cavités de la section accélératrice représentent une partie de regroupement des électrons sur une petite longueur avant qu’ils n’entrent dans la section accélératrice proprement dite.

Ce regroupement se fera au moyen du champ électrique appliqué aux électrons qui traversent ces cavités.

Les électrons qui entrent dans la cavité au moment où le champ électrique est nul gardent leur vitesse relative (0), les suivants qui arrivent au moment où le champ devient négatif sont ralentis (1), ils seront rejoints par les suivants (2) dont la vitesse n’est pas modifiée et par ceux qui suivent (3) et qui sont cette fois accélérés. [13]

Cavité de groupement
Fig 1.16 : Cavité de groupement. [13]

Le système guide d’onde transporte l’onde HF depuis la source vers la section accélératrice.

La section accélératrice permet le transfert d’énergie de l’onde haute fréquence vers l’électron, sous forme d’énergie cinétique. Donc cet échange d’énergie se fera grâce à l’architecture de la section accélératrice composée par un cylindre métallique dont les dimensions ont été bien calculées pour servir de guide d’onde :

• Le diamètre de la section (entre 20 et 30 cm) est adapté aux fréquences.

• Les longueurs des cavités sont de l’ordre de la longueur d’onde exemple Varian au Centre Régional d’Oncologie, à une fréquence de 2856 MHz est associée une longueur d’onde de 10.5 cm (λ= c/ν = 3.10⁸/ 2,856.10⁹ = 0,105 m).

Section accélératrice à onde progressive
Fig 1.17: Section accélératrice à onde progressive. [13]

L’élément porte cible, la cible sera nécessaire pour l’obtention d’un faisceau de photons X. Elle est généralement en tungstène et d’épaisseurs différentes en fonction de l’énergie pour limiter les pertes.

Lorsque la section accélératrice est horizontale, le faisceau d’électrons sortant est dévié par des bobines électromagnétiques de manière à le rendre vertical. En effet, on peut distinguer deux modèles de déviation 90° (A titre exemple au Centre Régional d’Oncologie : l’accélérateur Elekta Senergy) ou de 270° (l’accélérateur Varian) pour pouvoir atteindre la tête d’irradiation. [13]

Principaux constituants d'un Linac
Fig 1.18: Principaux constituants d’un Linac. [13]

La tête d’irradiation de l’accélérateur contient le système de mise en forme du faisceau en vue de son utilisation thérapeutique.

Voici un bref descriptif des éléments de la tête d’irradiation.

La cible : pièce de tungstène située sous le faisceau d’électrons primaires incidents.

Le collimateur primaire : collimate le faisceau de photons en sortie de la cible avec une forme conique.

Le cône égalisateur : cône métallique situé dans l’axe du faisceau. Il filtre ce faisceau pour d’obtenir une fluence en énergie la plus homogène possible.

La chambre d’ionisation : fournit une mesure par unité moniteur UM de faisceau relatif au dépôt de dose dans le patient.

La plaque anti-rétrodiffusé : pièce métallique située sous la chambre d’ionisation moniteur. Elle absorbe les particules rétrodiffusées dans la direction de la chambre d’ionisation moniteur qui sont issues du collimateur secondaire.

Le miroir : fine feuille située dans l’axe du faisceau. Il permet de refléter la lumière émise par une source lumineuse et de rétroprojeter l’image du champ d’irradiation sur la table de traitement.

Le MLC ou collimateur multilames : permet de définir des champs complexes au moyen de deux fois quarante lames, situées de part et d’autre dans l’axe Y. L’épaisseur d’une lame est de 1 cm à l’isocentre.

La mâchoire Y : situé sous ou avant le MLC, il permet de corriger le phénomène de fuite inter-lame (dû au MLC).

La mâchoire X : permet de collimater le faisceau dans la direction X.

Schéma des composantes de la tête d’un accélérateur linéaire de radiothérapie
Fig 1.19 : Schéma des composantes de la tête d’un accélérateur linéaire de radiothérapie. [13]

Différents types de rayonnements peuvent être utilisés pour le traitement du cancer par radiothérapie. Les couramment utilisés, sont les photons, les électrons et les protons, et on laissera de côté les alternatives moins répandues ions lourds pour l’hadronthérapie, ou neutrons.

La figure (1.22) montre les distributions de dose sur l’axe du faisceau, également appelées rendements en profondeur, pour des faisceaux d’électrons, de photons et de protons.

Les rendements en profondeur des faisceaux d’électrons, de photons et de protons
Fig 1.20 : Les rendements en profondeur des faisceaux d’électrons, de photons et de protons. [13]

Nous présentons maintenant les caractéristiques propres à chacune de ces particules :

• Les électrons :

Les faisceaux d’électrons moins pénétrants dans la matière, leurs énergies se trouvent intégralement déposées dans les premiers centimètres de leurs parcours.

• Les photons :

Le rendement des photons décroit beaucoup moins avec la profondeur que celui des électrons. L’atténuation d’un faisceau de photons est par ailleurs d’autant plus forte que son énergie est faible. Les faisceaux de haute énergie seront donc d’avantage adaptés au traitement des tumeurs profondes.

• Les protons :

Les protons ont un rendement en profondeur en forme de pic, appelé pic de Bragg. Ce pic vient du faible ralentissement des protons au début de leur parcours dans la matière, et de leur arrêt brutal une fois leur énergie dépasse un certain seuil. La profondeur du pic dépend par conséquent de l’énergie incidente du proton.

L’intérêt des accélérateurs médicaux étant d’offrir la possibilité de traitements aux électrons ou aux photons, il s’agit, au niveau de la tête radiogène, de transformer le faisceau d’électrons produit en un faisceau adapté au traitement prescrit tant du point de vue de sa qualité que de ses dimensions :

• Le mode électrons désigne le fait d’utiliser les électrons ayant l’énergie et la direction souhaitée pour le traitement ; mais, après le passage de la fenêtre de sortie, le faisceau d’électron est quasiment filiforme et ne convient pas pour le traitement d’un volume, c’est pourquoi il est nécessaire « d’élargir » le faisceau.

• Le mode photons désigne le fait de produire des rayons X ; il est dans ce cas nécessaire d’interposer une cible sur le trajet des électrons produits.

La tête radiogène comporte donc les éléments nécessaires à la production du faisceau thérapeutique ainsi que des dispositifs indispensables pour garantir la qualité du faisceau. [13]

______________________
8 Le klystron a été conçu spécialement pour des applications industrielles, médicales et scientifiques. Il a été mis au point pour équiper des accélérateurs de particules auxquels il four nit une puissance élevée tout en étant peu encombrant et simple d’utilisation. Il présente de nombreux avantages : bon rendement, longue durée de vie, dimensions et poids réduits, blindage incorporé, raccordements simples, refroidissement par circulation d’eau.

 

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