Sachant que chaque année l’ordre de grandeur du nombre d’examens radiologiques pratiqués en France varie selon les estimations de 55 à 65 millions, on constate que, même si une population plus réduite cumule plusieurs examens, plusieurs ordres de grandeur séparent la radioprotection des travailleurs et celle des patients en termes de nombre de personnes concernées.
Le besoin en termes de précision requise pour la mesure des niveaux d’exposition médicale, entre autres à des fins de comparaisons des performances des services de radiologie dans le cadre de l’optimisation est plus drastique que pour les expositions professionnelles. Cependant il est bien moins criant que pour la radiothérapie. S’ensuit un besoin métrologique accru. Ainsi, l’incertitude élargie (k=3) pour les examens adultes peut atteindre +/-30%, cette dernière tombe à +/-10% pour les examens pédiatriques et les examens scanners [Wa1].
Avant de passer aux expositions pour la thérapie, il convient de noter que dans le cadre de l’exposition des patients l’exposition est avérée à chaque examen. Dans le cas des travailleurs, il s’agit d’un risque d’exposition qu’une action sur l’organisation du travail contribue à réduire en application du principe ALARA.
 Figure 3 : Vue d’ensemble des utilisations des rayonnement ionisants pour la santé : nombre d’actes (boîtes arrondies) et nombre d’installations en France (boîtes rectangulaires) - les chiffres fournis constituent des ordres de grandeur, l’IRM est mentionnée pour mémoire car ne mettant pas en œuvre des rayonnements ionisants [Bo2].
Domaine de la radiothérapie
Le bilan au niveau de la thérapie met en évidence deux faits essentiels : le nombre très important de traitement par an en France (180 000, chiffre de l’an 2000) et la nécessité d’une grande précision aussi bien au niveau de la localisation (précision de la « conformation » de l’irradiation au volume tumoral) qu’à celui de la dose à la tumeur pour une meilleure efficacité du traitement. L’ICRU fait état d’une erreur maximale de 5% au niveau de la dose à la tumeur cependant dans l’optique d’augmenter la quantité de rayonnement délivrée au patient une diminution de ce chiffre est nécessaire, on mentionne souvent 3,5% parfois 2% [IC2].
Figure 4 : Mise en perspectives du besoin en terme de précision et du nombre de personnes touchées
De ces quelques lignes, il ressort que, dans un contexte métrologique aux moyens tant humains que financiers limités, l’effort principal doit être fourni là où les besoins en terme de précision et de nombre de personnes touchées sont les plus importants. C'est-à-dire dans la cadre des applications médicales. Les décisions sont prises en concertation avec le conseil scientifique pour les rayonnements ionisants du LNE et les représentants des associations professionnelles comme la SFPM.
Les Références nationales
Les références sont définies dans des conditions standardisées aussi simples que possible, correspondant aux conditions de définition de la grandeur, au niveau de protocoles de mesures qui font l’objet de consensus internationaux. C’est cette apparente simplicité qui, permettant d’atteindre des niveaux de précision élevés, autorise une comparaison fiable des résultats entre les laboratoires nationaux de métrologie.
En fonction de la grandeur dosimétrique désirée (kerma, dose) et des rayonnements à mesurer (type, énergie), on définit le type de dosimètre primaire qui sera mis en œuvre. Souvent, il s’avère nécessaire de réaliser un montage spécifique en fonction de la forme et des dimensions de la ou des sources mises en œuvre. On trouve dans le tableau 3 quelques exemples de détecteurs utilisés en fonction de la référence désirée. On ne mentionne pas les références en terme d‘équivalent de dose car cette grandeur est une grandeur dérivée dont la valeur de référence est obtenue en appliquant un coefficient de conversion conventionnel multiplicatif à la valeur du kerma dans l’air.
Tableau 3 : Récapitulatif des moyens de mesure primaires en fonction de la grandeur à mesurer, du rayonnement et de l’application [Bo1].
Grandeurs
primaires
|
Rayonnements
|
Energie
|
Dosimètres primaires
|
Utilisation
|
Dose absorbée dans les tissus sous 0.07 mm de profondeur
|
bêta
|
Sr-90 Kr-85 et Pm-147
Energie max quelques centaines de keV à quelques MeV
|
Chambre d’ionisation à extrapolation
|
Radioprotection
|
Kerma dans l’air
|
RX et gamma
|
De quelques keV à quelques centaines
de keV
|
Chambre d’ionisation à paroi d’air
|
Radioprotection, Diagnostic et Radiothérapie
|
Kerma dans l’air
|
RX et gamma
|
De quelques centaines kev à plusieurs MeV
|
Chambre d’ionisation à cavité
|
Radioprotection et Radiothérapie
|
Kerma dans l’air de référence
|
RX et gamma
|
De quelques keV
au MeV
|
Chambre d’ionisation à cavité
|
Curiethérapie
|
Dose absorbée dans l’eau
|
Source de 60Co, RX et électrons de haute énergie
|
Du Mev à quelques dizaines de MeV
|
Calorimétrie dans l’eau ou dans le graphite
|
Radiothérapie externe
|
Les incertitudes globales associées aux références métrologiques du LNHB pour la dosimétrie des rayonnements ionisants dépendent de la grandeur et de la technique de mesure mise en oeuvre pour établir la référence. Avec un coefficient d’élargissement égal à 2, cette incertitude globale élargie va, pour des grandeurs primaires, de 0,7% pour les références en terme de kerma dans l’air pour les faisceaux de photons émis par une source de cobalthérapie à 2,3% pour les références en termes de dose absorbée dans l’eau pour les électrons de haute énergie.
Ces niveaux d’incertitude sont parfois meilleurs, sinon identiques à ceux proposés par les laboratoires nationaux de métrologie étrangers. Cette similitude est due au faite que les méthodes de mesures sont les mêmes et que les différences sont d’ordre applicatives : calcul des facteur de correction des mesures, mise en œuvre de moyens de mesure plus ou moins sophistiqués (informatique …), etc. Ces incertitudes constituent donc les meilleures performances qui sont obtenues aujourd’hui de par le monde.
Quelques éléments sur le transfert des références aux utilisateurs
Pour chacune des grandeurs primaires du tableau 3, le LNHB propose un transfert aux utilisateurs. Le dosimètre de transfert peut être d’un type différent du dosimètre utilisé pour établir la référence. De même la grandeur de transfert peut être une grandeur dérivée comme par exemple l’un des équivalents de dose (individuel, ambiant ou directionnel). Le tableau 4 résume ces possibilités.
Tableau 4 : Récapitulatif des principaux transferts de références pratiqué par le LNHB.
Grandeurs de transfert
|
Rayonnements
|
Energie
|
Dosimètres de transfert
|
Utilisation
|
Dose absorbée dans les tissus et Equivalents de dose sous 0.07 mm de profondeur
|
bêta
|
Sr-90 Kr85 et Pm-147
Energie max quelques centaines de keV à quelques MeV
|
Chambre d’ionisation à cavité, dosimètres opérationnels, irradiation de dosimètres passifs
|
Radioprotection
|
Kerma dans l’air,
Equivalents de dose
|
RX et gamma
|
De quelques keV à quelques centaines
de keV
|
Radioprotection, Diagnostic et Radiothérapie
|
Kerma dans l’air, Equivalent de dose
|
RX et gamma
|
De quelques centaines keV et au cobalt-60
|
Radioprotection et Radiothérapie
|
Kerma dans l’air de référence
|
RX et gamma
|
Iridium-192
HDR et PDR
|
Chambre d’ionisation à puits
|
Curiethérapie
|
Dose absorbée dans l’eau à la qualité de faisceau demandée
|
Source de 60Co, RX et électrons de haute énergie
|
Du MeV à quelques dizaines de MeV
|
Chambre d’ionisation à cavité
|
Radiothérapie externe
|
Aujourd’hui, il n’y au monde que deux références pour la curiethérapie au moyen de sources d’iridium qui aient fait l’objet d’une comparaison internationale primaire publiée. La référence des USA et celles du LNHB. Un accord meilleur que 0,3% a été trouvé. Cependant, l’incertitude élargie (k=2) associée à la référence du LNHB est de 1,2% alors que celle des Etats Unis est de 2,2%.
Les références pour le rayonnement en radioprotection sont déterminées à des distances prédéfinies indiquées dans les normes ISO de la série 6980, seules des valeurs discrètes des débits de dose absorbée et d’équivalent de dose sont donc disponibles.
L’ensemble du domaine en énergie des accélérateurs médicaux est couvert pur les RX et les électrons. Cependant, pour les chambres d’ionisation de type crayon l’étalonnage pour les électrons est fait à 18 MeV leur positionnement posant problème. Dans le cas de la référence de dose absorbée dans l’eau en radiothérapie pour les électrons et les RX de haute énergie, la procédure de transfert comprend la mesure du coefficient d’étalonnage aux trois qualités de faisceaux standards du LNHB et le calcul des coefficients d’étalonnage pour les qualités de faisceaux de l’utilisateur.
Chaque fois que cela est possible des autocontrôles sont mis en place, par exemple en comparant les résultats des étalonnages réalisés au LNHB avec les données bibliographiques (TRS 277 ou 398) ou avec des résultats antérieurs pour un même dosimètre. Le non respect de ces autocontrôles ne signifie pas que le dosimètre soit hors d’usage mais implique l’information de l’utilisateur.
Organisation des transferts de références :
deux campagnes par an pour Deau aux RX de haute énergie
Une ou deux campagnes par an pour Deau aux électrons de haute énergie
une campagne par an pour KR en curiethérapie HDR iridium 192
une campagne par an pour KR en curiethérapie PDR iridium 192
tout au long de l’année pour Deau et Kair au Cobalt 60
tout au long de l’année pour Dt(0,07) et Hp(0,07,) et H’(0,07,) pour le
tout au long de l’année pour Kair sur les faisceaux pulsés de mammographie (qualité RQR)
tout au long de l’année pour Kair sur les faisceaux pulsés de diagnostic (qualité RQR)
tout au long de l’année pour Hp(10,), H*(10) sur les faisceaux de 60Co et 137Cs
Les étalonnages sont réalisés pour le dosimètre de référence de l’utilisateur un second dosimètre peut être accepté en fonction du taux de remplissage des campagnes. Il est primordial d’utiliser le même matériel pour l’étalonnage et les mesures sur site (chambre, capuchon, câble, électromètre, …)
Depuis quelques années, les procédures de transfert sont mises au point en concertation avec les utilisateurs et généralement un « groupe test » est constitué d’établissements volontaires en accord avec les représentants des associations d’utilisateurs pour tester la procédure de transfert.
La problématique de la réduction des incertitudes
L’objectif assigné est d’améliorer l’écart, entre les incertitudes associées aux meilleures réalisations en termes de références métrologiques et les besoins exprimés par les utilisateurs, en termes de précision sur les traitements administrés pour le porter à au moins une décade. L’incertitude, inévitablement dégradée lors du transfert et de l’utilisation, autorisait ainsi toujours une marge de sécurité suffisante.
A partir des chiffres mentionnés dans les paragraphes précédents, nous voyons que pour la radioprotection des travailleurs cet objectif est d’ores et déjà atteint et que dans le cas du diagnostic il est raisonnable. Il est plus difficile à atteindre pour la radiothérapie où l’on considère que l’erreur maximum sur la « dose » délivrée à la tumeur ne doit pas dépasser 5% voir 3,5%.
Incertitude pour la référence.
Dans le tableau 3, nous voyons que les références sont obtenues au moyen de 2 techniques, la ionométrie et la calorimétrie. Nous revenons en quelques lignes sur leurs mises en œuvre afin de mettre en évidence l’origine des principales composantes de l’incertitude globale sur la valeur de référence.
Pour la ionométrie, quel que soit le type de chambre d’ionisation, le principe de fonctionnement est le même. Il s’agit de recueillir sur les électrodes les charges créées suite à l’interaction du rayonnement avec les atomes constituant le gaz dans le volume de collection.
La formule permettant de calculer le kerma dans l’air à partir du nombre de charges collectées pour les chambres à paroi d’air et les chambres à cavité primaires est la suivante :
avec
Q : charge mesurée en C
V : volume de collection en cm3
1-g : g est la fraction de l’énergie convertie en rayonnement de freinage
air = 1,20479 g/cm3 masse volumique de l’air à 20°C et 101325 Pa, air sec
Wair/e = 33,97 J/C énergie moyenne pour créer une paire électron-ion dans l’air sec rapportée à la charge de l’électron
ki : facteurs de correction pour les conditions ambiantes de mesure (pression, température, humidité relative), fonctionnement du détecteur (diffusion de photons, recombinaison des charges, polarisation des électrodes, ….), etc
Le kerma dans l’air, dont l’unité est le Gy (J/kg), est calculé à partir de mesures dimensionnelles (pour la détermination du volume de collection), de la mesure de la charge collectée aux bornes des électrodes (utilisation d’un électromètre associé à un condensateur, mesure d’une tension), de la connaissance de grandeurs physiques (Wair/e, air, …), de divers facteurs de correction de la mesure en fonction des caractéristiques du détecteur et des condition de mesure. Autant de composantes qui participent au bilan des incertitudes et qui peuvent le grever. Les trois principales composantes de l’incertitude type composée sont la reproductibilité de la mesure de la charge incluant le positionnement du détecteur et le réglage du faisceau (0,25%), le volume de détection (0,20%) et la valeur de Wair/e (0,15%).
Pour les références de dose absorbée dans le graphite, on mesure l'énergie, c'est-à-dire la quantité de chaleur Q proportionnelle à l’élévation de température T, déposée pendant une irradiation dans l'élément sensible (absorbeur de masse m) thermiquement isolé [Da1]. La mesure de l’élévation de température est effectuée à l'aide d'une thermistance. L’augmentation de la température, entraînant une diminution de sa résistance, est quantifiée au moyen d'un pont de Wheatstone dont on mesure la tension de déséquilibre qui constitue la lecture, L, du dosimètre. On établie ainsi la proportionnalité entre la variation de température T et la lecture L, A est le coefficient de proportionnalité :
T = A·L
La dose absorbée dans le graphite est donnée par la relation suivante :
avec
F est le facteur d'étalonnage électrique, il est obtenu en dissipant par effet Joule dans les thermistances une quantité connue de chaleur Qét et à mesurer le Tét correspondant, on a : F = Qét / Tét
rcal est le rendement calorifique, il est égal à l'unité pour le graphite (la totalité de l’énergie déposée dans le graphite est convertie en charleur)
ki : facteurs de correction pour l’atténuation dans les matériaux traversés avant d’atteindre le calorimètre, les impuretés dans le graphite …
L’incertitude globale type sur Dg est égale à 0,24% pour les photons du cobalt 60; les principales composantes en sont l’incertitude sur le facteur d’étalonnage électrique 0,05%, celle inhérente à la conception mécanique du calorimètre (isolation thermique de la partie sensible, thermistance, étanchéité), 0,19%, et à la donnée physique rcal , 0,1%. La dose absorbée dans l’eau est déterminée à partir de la dose dans le graphite en réalisant des expériences dites de transfert graphite-eau avec des chambres d’ionisation et/ou des dosimètres de Fricke.
Au regard des bilans d’incertitudes pour chacune de ces méthodes, il apparaît que la part relative aux grandeurs physiques (énergie moyenne pour créer une paire d’ions dans un gaz, valeur des pouvoirs d’arrêt, volume de collection…), aux facteurs de corrections (incertitude sur les calculs, ….) et aux ambiances physiques de mesure (température, pression, ….) est très importante. Cependant il est illusoire d’imaginer une réduction drastique de l’incertitude associé a un de ces paramètres, l’effort doit donc porter sur l’ensemble des paramètres afin, en réduisant un peu chaque contribution, d’obtenir une réduction significative de l’incertitude globale mais là encore insuffisante par rapport à l’objectif. Il faut donc explorer d’autres voies d’amélioration pour atteindre l’objectif fixé et notamment l’amélioration des procédures de transfert aux utilisateurs et d’utilisation de la référence qui contribuent souvent majoritairement à l’incertitude globale associée au traitement. C’est notamment dans cette perspective que les liens étroits entre les utilisateurs des références nationales pour les rayonnements ionisants dans le domaine de la santé et le LNHB prennent toute leur importance. Ainsi le LNHB participe une fois l’an à la réunion du conseil scientifique de la SFPM et un membre de la SFPM siègent au conseil scientifique rayonnements ionisants du LNE.
Analyse incluant la procédure de transfert et d’utilisation
La figure 5 présente succinctement, dans un cadre global incluant la radioprotection des travailleurs et des patients, le parcours conduisant de la référence à l’enregistrement de la grandeur d’intérêt afin d’identifier les principales causes de la dégradation de la précision des mesures. Les deux grandes difficultés à surmonter sont les différences entre d’une part la grandeur d’étalonnage et la grandeur d’intérêt, d’autre part les conditions d’étalonnage et d’utilisation.
On constate qu’en radioprotection des travailleurs, il y a pour ces deux aspects un écart très important. Pour les photons, l’utilisation d’une instrumentation adaptée permet d’atteindre les objectifs de précision mentionnés ci-dessus, comme on peut le voir sur la figure 6 pour les résultats d’une comparaison de dosimétrie individuelle pour les photons où un très petit nombre de résultats est hors des limites. Pour les neutrons cette instrumentation fait défaut, comme on peut le voir sur la figure 7 où un nombre très important de résultats est en dehors des limites et même sous-estime l’équivalent de dose individuel. La « stratégie » consiste alors à tenter de rapprocher les conditions d’étalonnage des conditions d’utilisation en produisant des champs de rayonnements d’étalonnage réalistes. Au niveau des grandeurs, le modèle anthropomorphique moyen conduit à l’utilisation de coefficients de conversion théoriques qui sont parfois à l’origine de biais importants. Sinon à changer radicalement de philosophie au niveau des grandeurs de protection et des grandeurs opérationnelles, la seule solution consiste à développer, en fonction des avancées technologiques, une instrumentation de plus en plus performante.
 Figure 6 : Résultats de 1999 pour une comparaison des performances des services de dosimétrie individuelle des photons en Europe, les courbes « trompettes » matérialisent les limites des erreurs « tolérées » [Bo3].
 Figure 7 : Résultats de 1999 pour une comparaison des performances des services de dosimétrie individuelle des neutrons en Europe, les courbes « trompettes » matérialisent les limites des erreurs « tolérées » [Bo3].
Pour le secteur médical la situation est bien différente et les perspectives meilleures. En effet, on constate en premier lieu que l’on a aboli la frontière entre conditions d’étalonnage et conditions d’utilisation en utilisant les mêmes installations donc les mêmes faisceaux de rayonnements dans les deux cas. Ainsi la difficulté réside principalement dans le niveau d’adéquation entre grandeurs primaires et grandeurs d’intérêts.
Pour le diagnostic, on se heurte au même constat que pour la radioprotection des travailleurs mais son acuité est moindre car les grandeurs pratiques ne sont pas considérées comme des estimateurs des grandeurs de protection mais comme des indicateurs servant à calculer ces dernières. Ce calcul répondant à des conventions concernant la radiosensibilité des différents organes, il n’introduit pas d’incertitude additionnelle. L’objectif principal est donc de développer une instrumentation et des procédures adaptées à la mesure précise et rapide des « grandeurs pratiques ».
Pour la thérapie les deux principaux écueils tiennent d’une part à la perturbation du champ de rayonnements par le détecteur lui-même et d’autre part aux calculs de dose au patient qui sont réalisés au moyen de programmes informatiques de planification de traitement (TPS). Ce sont ces programmes qui assurent la transition entre la référence et le patient. Il devient alors évident que, en l’absence d’évolution technologique au niveau des capteurs, c’est sur l’étape de calcul que doit porter en priorité l’effort de réduction des incertitudes et des biais. Le LNHB est d’ores et déjà partie prenante dans les projets de validation métrologique expérimentale des TPS (ce schéma de travail est visualisé sur la figure 8).
Figure 8 : Synoptique du schéma de travail incluant la validation métrologique pour les applications en radiothérapie expérimentale des TPS, le LNHB palie à l’absence de laboratoire d’étalonnage accrédité.
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