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Mémoire de DES d’oncologie :


Comparaison des algorithmes de calcul de dose Ray-Tracing versus Monte Carlo dans l’irradiation stéréotaxique par Cyberknife® chez les patients atteints de cancer bronchique non à petites cellules :

impact sur le contrôle local.


Soutenance le 25 juin 2016.
Tessier Anne-Marie, interne en radiothérapie à Caen
Directrice de mémoire : Dr Delphine Lerouge

REMERCIEMENTS


- Au Docteur Delphine Lerouge pour m’avoir proposé ce sujet et pour son encadrement tout au long de ce travail.
- A mon co-interne, Hosni Popotte, pour son aide précieuse dans ce travail.
- Un très grand merci aussi à l’équipe des radiologues : Norbert Zhang et le Dr Joëlle Lacroix sans qui ce travail n’aurait pas pu aboutir.
- A toutes les personnes ayant contribué à ma formation professionnelle tout au long de mon internat.
- A ma famille ainsi qu’à tous mes proches.

Table des matières

- Remerciements p2
- Liste des abréviations p5
- Liste des iconographies, tableaux et figures p6-7
- Chapitre I : Introduction p8
- Chapitre II : Rationnel p9

- 2.1 Généralités sur le cancer pulmonaire primitif non à petites cellules p9

- 2.2 Généralités sur la radiothérapie stéréotaxique p9

- 2.3 Place de la radiothérapie stéréotaxique dans la prise en charge des cancers

pulmonaires primitifs non à petites cellules p12

- 2.4 Généralités sur les algorithmes de calcul de dose p13

- 2.4.1 Modélisation du dépôt de la dose et déséquilibre électronique

latéral p13

- 2.4.2 Les algorithmes de calcul de dose p14

- 2.4.3 Algorithmes Ray-Tracing et Monte Carlo p15

- 2.5 Rationnel de l’étude p16
- Chapitre III : Matériels & méthodes p18

- 3.1 Critères d’inclusion p18

- 3.2 Critères d’exclusion p19

- 3.3 Données médicales p19

- 3.4 Plans de traitement p20

- 3.5 Données dosimétriques p21

- 3.6 Données radiologiques p22

- 3.7 Critères de jugement principaux et critères de jugement secondaires p24

- 3.8 Analyses statistiques p25
- Chapitre IV : Résultats p26

- 4.1 Données descriptives p26

- 4.1.1 Données démographiques p26

- 4.1.2 Données tumorales p27

- 4.1.3 Plans de traitement p28

- 4.1.4 Données dosimétriques p28

- 4.1.5 Données radiologiques p30
- 4.2 Critères de jugement principaux p31

- 4.2.1 Survie sans progression p31

- 4.2.2 Analyse de la SSP en fonction des ratios MC/RT p31

a) SSP et D95% du GTV primaire p32

b) SSP et D95% du PTV p32

c) SSP et Dmax du GTV primaire et du PTV p33

d) SSP et D2% du GTV primaire et du PTV p34

- 4.3 Critères de jugement secondaires p35

- 4.3.1 Etude du lien entre les ratios et divers facteurs : résultats de

l’analyse univariée p35

A. Facteurs quantitatifs p35

a) D95% du GTV primaire p35

b) D95% du PTV p36

B. Facteurs qualitatifs p37

a) D95% du GTV primaire p 38

b) D95% du PTV p39

- 4.3.2 Analyses en sous-groupes p40

a) D95% du GTV primaire p41

b) D95% du PTV p42

- 4.3.3 Analyse multivariée p43

a) D95% du GTV primaire p43

b) D95% du PTV p44

- 4.4.4 Etude de la toxicité radiologique p45

- 4.4.5 Survie globale p45
- Chapitre V : Discussion et perspectives p47
- Bibliographie p51
LISTE DES ABREVIATIONS

- BK : Bacille de Koch

- BPCO : bronchopneumopathie chronique obstructive

- CPNPC : cancer pulmonaire non à petites cellules

-CTV : Clinical Target Volume, volume cible anatomoclinique tenant compte d’un éventuel envahissement microscopique (= GTV + marges)

- CVF : capacité vitale fonctionnelle

- DEL : déséquilibre électronique latéral

- DRR : Digitally Reconstructed Radiography 

- Dmax : Dose maximale observée dans un volume précis

- D2% : Dose reçue par 2% du volume (ex : D2% du PTV = dose reçue par 2% du volume du PTV)

- D50% : Dose reçue par 50% du volume

- D90% : Dose reçue par 90% du volume

- D95% : Dose reçue par 95% du volume

- D98% : Dose reçue par 98% du volume

- D99% : Dose reçue par 99% du volume

- EFR : explorations fonctionnelles respiratoires

- FRCV : Facteurs de risque cardio-vasculaire

- GTV : Gross Tumour Volume, volume cible macroscopique clinique et/ou radiologique

- Gy : Gray

- HAS : Haute Autorité de Santé

- HI : index d’homogénéité

- ITV : Internal Target Volume ou volume cible interne, volume comprenant le volume cible anatomoclinique et les incertitudes de repositionnement dues aux mouvements de la tumeur

- LOT : Lung Optimized treatment

- MC : Monte Carlo

- PTV : Planned Target Volume, volume cible planifié tenant compte des mouvements des organes et des incertitudes de positionnement (patient et machine) (= CTV + marges)

- RCMI : radiothérapie conformationnelle en modulation d’intensité

- RCP : réunion de concertation pluridisciplinaire

- RECIST : Response Evaluation Criteria In Solid Tumors

- RT : Ray-Tracing

- RTE : radiothérapie

- SG : Survie globale

- SSP : Survie sans progression

- TDM-TAP : tomodensitométrie thoraco-abdomino-pelvienne

- TDM : tomodensitométrie

- TEP-TDM : tomodensitométrie couplée à une tomographie par émission de positons

- VEMS : volume expiratoire maximal par seconde

LISTE DES ICONOGRAPHIES, TABLEAUX ET FIGURES

Liste des iconographies
- Iconographie 1. Photographie du Cyberknife®. p11

- Iconographie 2. Illustration scannographique des différentes hétérogénéités tissulaires rencontrées dans le thorax. p13

- Iconographie 3. Schéma illustrant la modélisation du dépôt de la dose. p14

- Iconographie 4. Exemple d’un patient traité en stéréotaxie pour un CPNPC. p16

- Iconographie 5. Représentation schématique de la limite anatomique séparant les lésions comme étant soit de localisation centrale soit de localisation périphérique. p20

- Iconographie 6. Image radiologique de pneumopathie radique aigue de type condensation diffuse et de pneumopathie radique chronique de type fibrose massique. p24

Liste des tableaux
- Tableau 1. Résumé des caractéristiques dosimétriques recueillies. p22

- Tableau 2. Résumé des caractéristiques de la population étudiée. p26

- Tableau 3. Résumé des caractéristiques tumorales étudiées. p27

- Tableau 4. Résumé des caractéristiques du traitement. p28

- Tableau 5 et 6. Résumés des caractéristiques dosimétriques et des ratios MC/RT. p28-29

- Tableau 7. Résumé des caractéristiques radiologiques. p30

Liste des figures
- Figure 1. Graphique représentant la SSP de la population étudiée. p31

- Figure 2. Graphiques représentant la SSP en fonction de la médiane et du cut off des ratios de la D95% du GTV primaire. p32

- Figure 3. Graphiques représentant la SSP en fonction de la médiane et du cut off des ratios de la D95% du PTV. p32

- Figure 4. Graphiques représentant la SSP en fonction de la médiane et du cut off des ratios de la Dmax du GTV primaire et du PTV. p33

- Figure 5. Graphiques représentant la SSP en fonction de la médiane et du cut off des ratios de la D2% du GTV primaire et du PTV. p34

- Figure 6. Graphique représentant la corrélation entre les ratios MC/RT de la D95% du GTV primaire et le nombre de faisceaux. p35

- Figure 7. Graphique représentant la corrélation entre les ratios MC/RT de la D95% du GTV primaire et diamètre tumoral. p36

- Figure 8. Graphique représentant la corrélation entre les ratios MC/RT de la D95% du PTV et le nombre de faisceaux. p36

- Figure 9. Graphique représentant la corrélation entre les ratios MC/RT de la D95% du PTV et le diamètre tumoral. p37

- Figure 10. Graphiques illustrant la comparaison des ratios MC/RT de la D95% du GTV primaire selon la taille des collimateurs, la position du nodule, la présence ou non d’emphysème, le diamètre supérieur ou inférieur à 2cm et la présence ou non d’une BPCO. p38

- Figure 11. Graphiques illustrant la comparaison des ratios MC/RT de la D95% du PTV selon la taille des collimateurs, la position du nodule, la présence ou non d’emphysème, le diamètre supérieur ou inférieur à 2cm et la présence ou non d’une BPCO. p40

- Figure 12. Graphiques illustrant la comparaison des ratios MC/RT de la D95% du GTV primaire selon la diamètre tumoral supérieur ou inférieur à 2cm et la présence ou non d’emphysème dans les sous-groupes des lésions centrales et périphériques. p41

- Figure 13. Graphiques illustrant la comparaison des ratios MC/RT de la D95% du PTV selon la diamètre tumoral supérieur ou inférieur à 2cm et la présence ou non d’emphysème dans les sous-groupes des lésions centrales et périphériques. p42

- Figure 14. Analyse multivariée concernant la D95% du GTV primaire. p43

- Figure 15. Analyse multivariée concernant la D95% du PTV. p44

- Figure 16. Graphique représentant la survie globale de la population étudiée. p46

CHAPITRE I : INTRODUCTION


Les indications de la radiothérapie délivrée en condition stéréotaxique connaissent, ces dernières années, un développement considérable. Parmi elles, figure la radiothérapie stéréotaxique des cancers broncho-pulmonaires non à petites cellules de stades I et II qui est une alternative, désormais validée, à la prise en charge chirurgicale en cas d’inopérabilité du patient ou du refus de la chirurgie.

Plusieurs étapes sont essentielles avant même le début du traitement et font parties intégrantes du programme d’assurance qualité en radiothérapie. En effet, après la validation de l’indication de la radiothérapie, commencent les étapes de préparation du traitement avec en premier lieu la réalisation du scanner de simulation, examen nécessaire à la délimitation des volumes cibles. Puis vient ensuite l’étape de la préparation dosimétrique et physique du traitement. C’est une étape clé, ayant pour conséquence la qualité de ce dernier. Plus précisément, c’est à ce stade qu’est réalisé le calcul de la dose délivrée au(x) volume(s) cible(s) et aux organes à risque grâce aux algorithmes de calcul de dose.

L’objectif de ce travail était de comparer 2 algorithmes de calcul de dose nommés Ray-Tracing et Monte Carlo, tous deux utilisés en stéréotaxie pulmonaire pour l’appareil de traitement dédié le Cyberknife®, et d’étudier ainsi le potentiel impact sur le contrôle local dû à la différence de couverture tumorale que pourraient avoir ces deux algorithmes de calcul dans le cas des tumeurs pulmonaires non à petites cellules de stade précoce.


Chapitre II : Rationnel

2.1 Généralités sur le cancer pulmonaire primitif non à petites cellules
Selon les dernières estimations de l’Institut National de Veille Sanitaire français (INVS) pour l’année 2015, le cancer pulmonaire se situe au 4e rang des cancers les plus fréquents en France derrière le cancer de la prostate, du sein et le cancer colorectal avec une incidence estimée à 30 500 nouveaux cas chez les hommes pour 15 000 nouveaux cas chez les femmes. La mortalité est estimée à 21 000 décès chez les hommes pour

9 600 décès chez les femmes faisant de ce cancer la 1ère cause de décès par cancer tous sexes confondus. L’incidence et la mortalité par cancer du poumon tendent à baisser chez les hommes depuis 2005 contrairement aux femmes chez qui on observe une augmentation. L’âge moyen au diagnostic est de 65 ans et le principal facteur de risque reste le tabagisme.

Les cancers bronchiques non à petites cellules (CBNPC) représentent environ 85% des cancers bronchiques dont les types histologiques prédominant sont :

  • les carcinomes épidermoïdes (45% en Europe)

  • les adénocarcinomes (30% en Europe)

  • les carcinomes à grandes cellules (carcinomes neuroendocrines à grandes cellules, carcinomes basaloïdes).

Du fait de son évolution longtemps asymptomatique, le diagnostic est majoritairement posé à un stade localement avancé voire métastatique impactant logiquement la survie des patients. En effet, 15 à 25% seulement des tumeurs sont diagnostiquées à un stade précoce (1).


2.2 Généralités sur la radiothérapie stéréotaxique
Les débuts de la radiothérapie en condition stéréotaxique remontent en 1951, avec Lars Leksell, neurochirurgien suédois, qui est un des premiers à introduire cette technique à travers la radiochirurgie des lésions intracrâniennes (2). Ainsi, par définition, on parle de radiochirurgie lorsque le traitement comporte une fraction unique, par opposition à la radiothérapie dite fractionnée lorsque la dose est délivrée en plusieurs séances.

Le principe de la stéréotaxie repose sur l’hypofractionnement (définition théorique : dose par séance > 1,8-2 Gy sans modification de la dose totale) avec des doses par fraction délivrées à la cible très élevées ainsi qu’une haute conformation permettant un gradient de dose important en bordure de cible afin d’épargner au maximum le tissu sain environnant et autres organes à risques adjacents, et ceci, grâce au repositionnement extrêmement précis du patient. Dans ces conditions, le nombre de séances et donc l’étalement sont réduits. Ainsi, la stéréotaxie peut permettre une escalade de dose avec notamment des doses équivalentes biologiques pouvant être supérieures à 100 grays.

Cette technique est réalisable soit grâce à des appareils dédiés à la stéréotaxie tels que le Cyberknife® ou le Gammaknife®, soit grâce à des appareils de traitement conventionnels auxquels sont ajoutées des éléments de collimation du faisceau (cônes circulaires ou plus fréquemment collimateur multilames haute définition).

L’appareil de traitement Cyberknife® a été acquis par le Centre de Lutte anticancéreux François Baclesse à Caen en 2012. Il s’agit d’un système robotisé de radiothérapie stéréotaxique intra et extracrânienne entièrement guidé par l’imagerie permettant ainsi une précision finale de traitement de l’ordre du millimètre. Le 1er appareil a été développé dans les années 1990 (par John R. Adler, en Californie, au Stanford University Medical Center) avec un 1er patient traité en 1994. Cet appareil était initialement utilisé pour traiter des lésions intracrâniennes en radiochirurgie (ex : méningiomes, neurinomes de l’acoustique, tumeurs pituitaires, métastases, malformations artério-veineuses…) (3).
L’architecture du Cyberknife® comporte :


  • un bras robotisé permettant une orientation des faisceaux selon 6 axes de liberté (3 translations et 3 rotations)

  • un accélérateur linéaire miniaturisé, fixé au bout du bras, délivrant des faisceaux de petit diamètre, non coplanaires et non opposés, composés de photons X monoénergétiques de 6 MV (les faisceaux sont répartis sur une centaine de positions fixes autour du patient que l’on appelle « nœuds », ainsi le faisceau peut prendre autour de chacun d’eux une dizaine de positions d’inclinaison différentes conduisant à des milliers d’incidences de faisceaux possibles)

  • une table de traitement robotisée Robocouch® permettant un repositionnement sub-millimétrique du patient grâce au système de guidage par l’imagerie (repositionnement selon 6 degrés de liberté : 3 translations et 3 rotations)

  • 2 tubes à rayons X orthogonaux fixés au plafond associés à 2 détecteurs plans numériques au sol permettant une acquisition de clichés orthogonaux de basse énergie (kV) qui seront ensuite matchés avec les DRR faites lors du scanner de simulation (« Digitally Reconstructed Radiography » correspondant à une radiographie digitale reconstruite numériquement à l’aide du logiciel de simulation virtuelle qui modélise le patient à partir des coupes du scanner de simulation) s’assurant ainsi du bon positionnement du patient et permettant le suivi de la cible en temps réel pendant le traitement

  • plusieurs collimateurs circulaires secondaires (ou collimateur unique équipé de lamelles organisées en diaphragme appelé « Iris »), de diamètres variables pouvant aller de 0,5 à 6 cm. Le collimateur est fixé au bout de l’accélérateur linéaire et plusieurs collimateurs de diamètre différent peuvent être utilisés au cours d’une séance contribuant à une meilleure conformité et homogénéité de l’irradiation à la cible

  • un système de localisation optique (caméra infrarouge 3D, laser et diodes électroluminescentes placées sur le thorax du patient) servant à l’asservissement respiratoire dans les traitements avec suivi de la respiration en temps réel (« gating »).


Enfin, le positionnement du patient en début de séance et le suivi de la cible en cours de traitement sont possibles via des algorithmes de contrôle et de traitement de l’image. Grâce au système de guidage par l’imagerie, les informations concernant la position de la cible vont être transmises à ces algorithmes afin de bien positionner la table de traitement et faire ainsi correspondre la position du patient en début de traitement à celle du scanner de simulation, puis les informations vont être transmises au bras robotisée en cours de traitement via la comparaison des clichés orthogonaux aux DRR. Il existe ainsi plusieurs algorithmes (un seul est utilisé pour un traitement) dont voici ceux utilisés en stéréotaxie pulmonaire : (4)

  • X-Sight Spine : Concerne les cibles à proximité des vertèbres. Cet algorithme est basé sur la reconnaissance des corps vertébraux ainsi que sur la déformation de l’alignement des vertèbres entre elles.

  • Fiduciels : L’algorithme est basé sur la reconnaissance de ces marqueurs implantés dans le volume cible ou à proximité.

  • SynchronyTM : Concerne les localisations impactées par le mouvement respiratoire (par exemple : poumon et foie). Grâce au système de suivi des marqueurs optiques externes placés sur le thorax du patient enregistré via une caméra CDD et grâce à l’implantation de marqueurs internes (fiduciels), l’algorithme construit un modèle mathématique de corrélation entre la position des marqueurs externe et internes (déterminée à partir de plusieurs clichés radiologiques acquis pendant les différentes phases du cycle respiratoire). L’irradiation est ainsi réalisée avec compensation des mouvements respiratoires internes prédits par le modèle de corrélation grâce au signal recueilli par les marqueurs externes via la caméra.

  • X-Sight Lung : Le principe est identique au suivi de type SynchronyTM à la différence qu’il ne nécessite pas de marqueurs internes implantés. La reconnaissance de la position de la tumeur se fait par segmentation de son « ombre » sur les clichés radiologiques. Cependant, l’utilisation de cette technique peut être limitée par la difficulté de reconnaissance de la tumeur lorsque le contraste est faible notamment en fonction de sa localisation (on parle de X-Sight lung 2 vues lorsque la cible est visible sur les 2 clichés radiologiques orthogonaux ou de X-Sight lung 1 vue lorsque la cible n’est visible que sur un seul des 2 clichés).







Iconographie 1. Photographie du Cyberknife®.

2.3 Place de la radiothérapie stéréotaxique dans la prise en charge des cancers pulmonaires primitifs non à petites à cellules
Le traitement de référence des CPNPC de stade I et II reste encore actuellement la chirurgie thoracique. Cependant, en cas de non opérabilité liée aux comorbidités ou de refus de la chirurgie, la radiothérapie stéréotaxique à visée curative est une option de traitement validée pour les tumeurs de petite taille, N0, selon les recommandations de l’INCA. Les indications validées par l’HAS (datant de 2006) de la radiothérapie stéréotaxique dans le cadre des tumeurs broncho-pulmonaires primitives concernent les tumeurs T1-T2, N0, M0, médicalement inopérables. Ainsi, la radiothérapie en condition stéréotaxique est optimale pour les tumeurs de stade I et II classées T1 ou T2aN0M0, idéalement de 5cm ou moins de grand diamètre.

Par ailleurs, en cas d’impossibilité à obtenir un diagnostic histocytologique, la radiothérapie stéréotaxique peut être discutée en cas de lésion suspecte, c’est à dire évoluant sur 2 examens d’imagerie réalisés dans le cadre d’un suivi rapproché associé à un hypermétabolisme en TEP-TDM après avoir éliminé une infection.

Trois grands essais randomisés de phase III, ROSEL ; STARS et 1021 du RTOG ont eu pour objectif de comparer l’efficacité de la radiothérapie stéréotaxique à la chirurgie de type lobectomie ou résection sub-lobaire, mais ces études ont malheureusement été fermées prématurément pour défaut de recrutements. Pour autant, les résultats de plusieurs études rétrospectives et de quelques méta-analyses comme par exemple celle publiée par Zheng et al (5) comparant la radiothérapie en condition stéréotaxique à la chirurgie sont actuellement disponibles montrant ainsi une équivalence en terme d’efficacité avec une très bonne tolérance en faveur de la radiothérapie stéréotaxique notamment chez les patients très âgées et fragiles pour qui la morbi-mortalité observée en post-opératoire n’est pas négligeable (6). L’essai de phase 2 de Timmerman (7) a démontré que cette technique était suivie d’une très bonne tolérance avec peu de toxicités observées de grade ≥ 3. Une de ces méta-analyse, parue en 2014 dans l’International Journal of Radiation Oncology, retrouvait une survie globale de 83,4 ; 56,6 et 41,2% à 1 ; 3 et 5 ans pour la stéréotaxie versus 92,5 ; 77,9 et 66,1% pour la lobectomie. Cependant, il n’ y avait plus de différence significative observée entre les deux groupes lorsque les analyses étaient ajustées en fonction de l’âge (la population traitée en stéréotaxie étant significativement plus âgée) et de l’opérabilité que ce soit lors de l’analyse de la survie globale, de la survie sans récidive ou du contrôle local (5).

Pour rappel, la radiothérapie conformationnelle 3D obtenait des taux de contrôle locaux et une survie globale à 5 ans respectivement de l’ordre de 50 et 15% chez les patients médicalement inopérables (2).
Le fractionnement utilisé en stéréotaxie pulmonaire est adapté à la localisation et à la taille tumorale pouvant aller de 3 fractions de 20 Gy pour les tumeurs à distance de l’arbre bronchique et de la paroi thoracique ; de 4 à 5 fractions de 12 Gy pour les lésions proches de la paroi thoracique ou du médiastin ; voire un fractionnement augmenté comme par exemple 8 fractions de 7,5 Gy pour les tumeurs dites centrales afin de respecter les contraintes de dose des structures critiques environnantes et d’éviter ainsi des toxicités de haut grade (8).

2.4 Généralités sur les algorithmes de calcul de dose
Certaines bases sont essentielles à développer, notamment sur la modélisation du dépôt de dose et le déséquilibre électronique latéral avant de définir les algorithmes de calcul de dose.


2.4.1 Modélisation du dépôt de la dose et déséquilibre électronique latéral
Tout d’abord, le scanner de simulation permet de connaître les coefficients d’atténuation des différents tissus à travers les unités Hounsfield, condition nécessaire à l’estimation du calcul de dose. En effet, chaque algorithme de calcul dans le TPS requiert la sélection d’une table de densité tissulaire, cette dernière permettant la conversion des unités Hounsfield en densité tissulaire c’est à dire en densité de masse et donc en densité électronique relative. Par ailleurs, il est important de préciser qu’une des particularités du tissu pulmonaire est sa constitution par de faibles densités pouvant être très hétérogènes allant de 0,35g.cm-3 dans la cas du tissu pulmonaire sain à une densité anormalement basse ≤ 0,1g.cm-3 en présence d’emphysème. Par comparaison, il faut savoir qu’une tumeur (=GTV) est assimilée à une densité équivalente à celle de l’eau soit 1g.cm-3. Ainsi, cette hétérogénéité tissulaire est responsable de ce que l’on appelle le « déséquilibre électronique latéral» (=DEL) et qui sera explicité ultérieurement.



emphysème (0,1g.cm-3)

Tissus mous du médiastin (1 g.cm-3)

Tumeur = tissu mou (1g.cm-3) entourée de tissu pulmonaire (0,3 g.cm-3)

Cage osseuse thoracique : côtes et vertèbres (1,85 g.cm-3)
images-3.jpeg

Iconographie 2. Illustration scannographique des différentes hétérogénéités tissulaires rencontrées dans le thorax.

Un autre point essentiel à comprendre concerne la modélisation du dépôt de la dose (la dose se définissant comme étant le rapport de l’énergie transférée et absorbée par unité de masse et dont l’unité est le joule/kg ou le Gray) au cours d’une irradiation. Le photon, particule non chargée, est défini comme étant un rayonnement indirectement ionisant. En effet, il va transférer son énergie à une particule chargée qu’est l’électron, et c’est ce dernier qui va interagir avec le milieu. La dose est donc donnée par les électrons secondaires qui se déplacent dans la matière et déposent leur énergie tout au long de leur trajet. Par conséquent, l’absorption d’énergie n’a donc pas forcément lieu au même endroit que le transfert d’énergie.


e-

e-

e-




Dépôt de la dose


Faisceaux de photons
Iconographie 3. Schéma illustrant la modélisation du dépôt de la dose.


Lorsque l’on est dans une situation où l’équilibre des électrons secondaires est maintenu (c’est à dire lorsque la quantité d’énergie prélevée sur le faisceau incident pour mobiliser les électrons secondaires est compensée par l’énergie que déposent dans la matière les électrons secondaires prélevés précédemment) l’atténuation des photons est le facteur dominant de la distribution de dose. Or dans le cas particulier du tissu pulmonaire, on observe une diminution de l’atténuation des photons (du fait de l’air) et donc une modification du parcours des électrons secondaires dans les directions latérales et transverses et par conséquent une diminution de la dose absorbée à la cible : c’est le déséquilibre électrique latéral.

Les conditions favorisant ce déséquilibre ont été décrites à plusieurs reprise dans la littérature et sont les suivantes : (9-11)

  • l’énergie élevée des faisceaux

  • la petite taille de champs de traitement /petit diamètre des faisceaux (du fait d’une pénombre augmentée)

  • la faible densité tissulaire

  • la localisation périphérique d’une tumeur pulmonaire (une tumeur périphérique est entourée de tissu de faible densité et les faisceaux d’irradiation doivent traverser une plus grande distance de tissu réduisant donc la dose à la cible)

(6 ; 12)

  • La petite taille du volume cible (13)

2.4.2 Les algorithmes de calcul de dose

C’est au cours de la préparation dosimétrique du traitement qu’est réalisée une estimation de la dose délivrée au(x) volume(s) cible(s) et aux organes à risque. Celle-ci est réalisable grâce aux algorithmes de calcul de dose qui sont des logiciels de planification dosimétrique (ils sont inclus dans le « TPS » ou Treatment Planning System fourni par le constructeur de la machine). Ils vont permettre aux physiciens et aux dosimétristes (une fois le contourage des volumes cibles et organes à risques fait par les médecins) d’effectuer une planification dosimétrique (c’est à dire le calcul des distributions de doses et la définition de la « balistique » correspondant à la mise en place des faisceaux) afin de déterminer la distribution de dose dans la tumeur et les zones avoisinantes, les objectifs étant d’aboutir à la meilleure couverture tumorale possible tout en épargnant au maximum les tissus sains et organes critiques environnants. Pour répondre à ces objectifs, différents algorithmes de calcul sont disponibles, possédant leur propre spécificité et leur propre performance. Ils sont adaptés à la technique de radiothérapie utilisée (ex : Radiothérapie conformationnelle en modulation d’intensité classique, arcthérapie volumique modulée, stéréotaxie,…) ou encore au type de machine. Cependant, une différence essentielle entre ces algorithmes réside dans la modélisation du dépôt d’énergie et notamment sur la prise en considération des hétérogénéités tissulaires pouvant avoir un impact non négligeable sur la couverture tumorale. L’étude du RTOG 0236 (14) avait évalué l’impact sur la couverture tumorale de l’utilisation d’algorithmes tenant compte de l’hétérogénéité tissulaire, retrouvant ainsi une diminution de près de 10% du volume de PTV recevant la dose de prescription lorsque l’hétérogénéité était prise en compte.

Il existe 2 catégories, de type A ou B. Les algorithmes de type A ou dits de catégories 1 et 2 (ex : Batho modifié, Pencil Beam, Equivalent Path Length = Ray-Tracing), tiennent simplement compte de l’atténuation du faisceau de photons primaires et considèrent que l’équilibre électronique est toujours maintenu. Pour eux, le dépôt d’énergie arrive sur le spot de l’interaction du photon et il n’y a pas de modélisation du transport électronique secondaire. Cela a donc comme conséquence une surestimation de la dose déposée à la cible dans les conditions de DEL. L’autre catégorie concerne les algorithmes de type B ou de catégories 3 et 4 (ex : Collapsed Cone Convolution, Analytic Anisotropic Algorithm, Acuros XB, Monte Carlo). Ils considèrent que les dépôts d’énergie ne sont pas locaux et modélisent le transport électronique. Alors que certains de ces algorithmes vont faire une simplification et une supposition de la modélisation du transport électronique, l’algorithme Monte Carlo va simuler (de façon quasi complète) le transport des particules en reproduisant la physique des interactions du rayonnement avec la matière. Cette caractéristique distingue cet algorithme des autres méthodes de calcul et lui permet de gagner en précision sur le calcul de la dose.


2.4.3 Algorithmes Ray-Tracing et Monte Carlo
Ces deux algorithmes sont disponibles dans le TPS Multiplan en stéréotaxie pour l’appareil de traitement Cyberknife® (commercialisé par la société Accuray®).

L’algorithme Ray-Tracing (appelé aussi « Effective Path Length Method » ou « Simple Path Length Density Correction for Heterogeneities ») va prendre en compte les hétérogénéités de densités tissulaires à travers un calcul de profondeur efficace basé uniquement sur l’axe central du faisceau, c’est à dire que la correction des changements de densité ne s’effectue que pour la composante primaire du faisceau que sont les photons. Ce logiciel peut être suffisant pour les calculs de dose impliquant des structures homogènes telles que des lésions cérébrales entourées de parenchyme et non à proximité de cavités aériques comme par exemple les sinus frontaux, toutefois, il s’avère insuffisant dans le cas des tumeurs pulmonaires du fait de la surestimation de la dose délivrée à la cible dans les conditions de DEL.

L’algorithme Monte Carlo est disponible pour les traitements cliniques depuis 2007. Il va modéliser le processus physique réel conduisant au dépôt de dose en prenant en compte le transport des électrons secondaires notamment dans les conditions de DEL. Il est basé sur une méthode statistique de simulation individuelle du transport des particules (photons et électrons) de la tête de l’accélérateur jusqu’au patient via des calculs de probabilité d’interaction des particules avec la matière permettant d’aboutir au calcul du dépôt de dose. Un de ses inconvénients est le temps de calcul pouvant parfois être long (une des parades possible est d’admettre un niveau d’incertitude, qui est en général de 0,1 à 4%, un peu plus élevé et qui serait donc lié à un nombre plus bas de simulations d’histoires des photons et des électrons avec comme conséquence une légère baisse de l’exactitude).



Iconographie 4. Exemple d’un patient traité en stéréotaxie pour un CPNPC (48Gy en 4X12Gy). Les flèches rouges représentent l’isodose de prescription selon RT à gauche et selon MC à droite.


2.5 Rationnel de l’étude
Une des différences essentielles entre les algorithmes de calcul notamment entre l’algorithme Ray-Tracing et Monte Carlo réside donc sur la modélisation du dépôt d’énergie pouvant ainsi avoir un impact non négligeable sur la couverture tumorale sous certaines conditions et donc potentiellement sur le contrôle local.

Le modèle de calcul n’est pas toujours mentionné dans la méthodologie des essais cliniques, et lorsque c’est le cas, le modèle de calcul utilisé peut ne pas tenir compte de l’hétérogénéité de densité tissulaire (ou alors la correction est insuffisante dans le cas de certains algorithmes). Cela peut donc conduire à des résultats ininterprétables et difficilement comparables entre eux. Plusieurs études (6 ; 12 ; 13 ; 15-18) ont ainsi rapportées une surestimation de la dose délivrée à la cible (et donc un réel sous-dosage) lorsque l’algorithme Ray-Tracing est comparé à celui de Monte Carlo. Toutefois, les pratiques cliniques restent encore hétérogènes et il en résulte ainsi la nécessité d’une certaine homogénéité concernant le mode de prescription et la spécification de la dose délivrée.

Ray-Tracing est l’algorithme utilisé pour la planification dosimétrique dans le cas des cibles pulmonaires traitées en stéréotaxie au Cyberknife® au Centre François Baclesse à Caen. L’objectif de ce travail est donc de comparer les deux algorithmes de calcul de dose Ray-Tracing et Monte Carlo et d’étudier ainsi le potentiel impact sur le contrôle local des différences dosimétriques observées sur la couverture tumorale que peuvent avoir ces deux modes de calcul.

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