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Annexes Annexe 1 : Le Centre Léon Bérard à Lyon..............................................................................2

Annexe 2 : Etapes successives du traitement conformationnel du poumon en respiration libre au CLB. ..................................................................................................................................6

Annexe 3 : Déplacement du fantôme dynamique dans la direction tête-pieds. .......................7

Annexe 4 : Influence du signal respiratoire du patient pour une acquisition 4D. .....................9

Annexe 5 : Etude dosimétrique sur les volumes des PTV obtenus à partir des acquisitions « spiraloptim » et « moyenne »............................................................................................10

2

Annexe 1 : Le Centre Léon Bérard à Lyon.

1. Présentation générale du CLB Centre régional de lutte contre le cancer, le Centre Léon-Bérard (CLB) est un établissement de soins spécialisé en cancérologie. Il fut créé en 1923 par le Professeur Léon Bérard, un des pionniers de la chirurgie thoracique en France et de la lutte contre le cancer. Il est affilié à la Fédération nationale des Centres de lutte contre le Cancer (FNCLCC). Les Centres régionaux de lutte contre le cancer (CRLCC) ont été créés par une ordonnance du 1er octobre 1945 et sont au nombre de 20. Ces centres sont financés par l’assurance maladie et sont contrôlés par le Ministère de la santé dans les mêmes conditions que les hôpitaux publiques. Le CLB a trois missions essentielles : les soins, la recherche et l’enseignement. Il a une vocation régionale qui couvre les huit départements de la région administrative Rhône-Alpes (Ain, Ardèche, Drôme, Isère, Loire, Rhône, Savoie, Haute-Savoie). C’est un hôpital de réputation nationale et internationale. En effet, 14% des patients du Centre Léon Bérard proviennent d’autres régions françaises que la région Rhône-Alpes et 11% de la communauté européenne ou d’autres pays du monde. Le centre s’étend sur 28 000m2 et dispose de 224 lits. Chaque année, il reçoit environ 5 000 nouveaux patients, accueille plus de 10 000 personnes en hospitalisation et réalise plus de 20 000 consultations. Organisé autour d’une direction générale et de cinq départements administratifs et techniques, le Centre Léon Bérard se compose de onze départements et de sept services ou laboratoires médicaux. Il emploie environ 1046 personnes parmi lesquelles 170 médecins, 150 chercheurs, des infirmières ainsi que tout le personnel soignant.

2. Situation géographique du CLB Le Centre Léon Bérard est situé dans le 8ème arrondissement de Lyon à proximité du boulevard périphérique « Est ». Il est proche de l’hôpital Edouard Herriot et du Bioparc de Lyon dédié aux entreprises innovantes, unités de recherche et plateformes technologiques en santé et sciences de la vie (cancérologie et recherche clinique notamment). Le centre ETOILE (centre de traitement par ions carbone) s’implantera prochainement dans ce parc.

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3. Le service de radiothérapie

3.1 Personnel Chaque année, environ 2800 patients sont traités dans le service de radiothérapie. Ce service comprend une unité d’hospitalisation, une unité de traitement et l’unité de physique médicale. Le chef de ce service est le Docteur Christian Carrie. Le service de radiothérapie se compose de :

• 8 radiothérapeutes permanents, • 5 radiothérapeutes vacataires, • 25 manipulateurs en radiologie, • 6 secrétaires, • 3 hôtesses d’accueil, • 7 physiciens dont la responsable est Chantal Ginestet, • 2 aide-physiciens, • 1 personne compétente en radioprotection (PCR), • 1 technicien.

3.2 Plateau technique

• 1 scanner 16 barrettes Brillance Big Bore (Philips) dédié à la radiothérapie, permettant de réaliser les TDM de référence pour les plan de traitement et des acquisitions 4D synchronisée avec la respiration,

• 5 stations de contourage et de fusion d’images Focal (CMS) et 3 logiciels de planification de traitement Xio (CMS),

• 1 système de Record and Verify : Dossier Informatisé en Cancérologie (DIC) (Varian) et Mosaiq (Impac) (Elekta),

• 5 accélérateurs linéaires dont les principales caractéristiques sont résumées dans le tableau ci-dessous :

Constructeur Energie hν

(MV) Energie e-

(MV) Collimateur multi lames

Imagerie de contrôle

Imagerie 3D

SL 20 Elekta 6, 18 6,18, 20 oui oui non

SL 15 Elekta 6, 10 6, 8, 10, 12,

15 oui oui non

PRECISE Elekta 6, 10, 18 6, 8, 10, 12, 15, 18, 22

oui oui non

SYNERGY Elekta 6, 18 6, 8, 10, 12, 15, 18, 22

oui oui oui

PRECISE 2 Elekta 6, 18 6, 8, 10, 12, 15, 18, 22

oui oui non

• 1 table Hexapod avec 6° de liberté (Elekta) sur le synergy, • L’imagerie de contrôle est réalisé par l’Iview GT, le Cone Beam CT (Elekta) et/ou Align

RT (VisionRT), • 1 console Nuclétron LDR, 2 projecteurs de sources : 1 HDR et 1 PDR (curiethérapie).

Scanner Big Bore (Philips) Synergy : imagerie portale

et embarquée (Elekta) Système optique (VisionRT)

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3.3 Techniques d’irradiation

Plusieurs techniques d’irradiation sont pratiquées au Centre Léon Bérard :

• La radiothérapie standard utilisée pour les traitements palliatifs, l’irradiation des seins, des séminomes, des lombo-aortiques ou des ORL consiste à mettre en place les champs d’irradiation.

• La radiothérapie conformationnelle permet grâce au collimateur multi-lames de l’accélérateur linéaire de se conformer au volume cible traité. Elle est employée pour les localisations suivantes : prostate, poumon, glioblastome… ;

• La radiothérapie par modulation d’intensité (IMRT) : en IMRT, la dose prescrite n’est plus prescrite à l’isocentre (radiothérapies standard et conventionnelle) mais sur un volume. Deux techniques existent :

- Le mode « step and shoot » : les lames du MLC sont immobiles pendant l’irradiation. Lorsque l’irradiation est stoppée, les lames sont repositionnées conformément à ce qui a été planifié lors de la dosimétrie.

- Le mode « dynamique » : les lames du MLC bougent pendant l’irradiation. La modulation d’intensité est réalisée en faisant varier la vitesse de déplacement des lames.

Les localisations concernées par ce type d’irradiation sont l’ORL (ethmoïde et cavum principalement), la prostate et les irradiations cérébrales pédiatriques ;

• La radiothérapie en condition stéréotaxique (SBRT) : c’est un traitement hypo fractionné qui permet de délivrer une forte dose par séance tout en épargnant les organes à risque. Le Stereotactic Body Frame (SBF) est utilisé pour les irradiations stéréotaxiques extra-crâniales de métastases hépatiques, rénales ou pulmonaires et pour de petites tumeurs pulmonaires. Ce matériel de contention assure une grande précision de repositionnement ainsi qu'une limitation des mouvements respiratoires par l’intermédiaire d’une compression diaphragmatique.

• La radiothérapie guidée par l’image (IGRT) : permet la quantification et la compensation de toutes les erreurs qui peuvent survenir à toutes les étapes du traitement du patient (acquisition des données anatomiques, imagerie de contrôle avant le traitement). Elle est utilisée pour les traitements stéréotaxiques, du poumon, de la prostate…

• La radiothérapie avec prise en compte du mouvement respiratoire . Certains traitements du cancer du poumon sont effectués en inspiration forcée à l'aide de l'ABC, un outil permettant le blocage actif de la respiration du patient. Les intérêts de cette technique sont doubles : d'une part immobiliser la tumeur pulmonaire par le blocage de la respiration, et d'autre part, diminuer la quantité de tissu sain pulmonaire dans le champ d'irradiation. L’intégration du mouvement respiratoire au cours du cycle respiratoire du patient peut également se faire par l’utilisation d’une acquisition scanner 4D.

• L’irradiation corporelle totale (ICT) : est utilisée pour traiter les leucémies et les lymphomes et consiste à irradier la moelle épinière dans sa totalité afin de détruire les cellules cancéreuses. Elle peut également être utilisée dans la perspective d’une greffe de cellules sanguines ou de cellules souches des lignées hématopoïétiques.

• L’irradiation cranio-spinale : consiste à irradier l’encéphale et la moelle épinière en totalité par l’intermédiaire de jonctions de champs mobiles. Cette irradiation est réalisée pour les médulloblastomes.

• La curiethérapie : consiste à implanter une source radioactive à l’intérieur du patient, au niveau de la tumeur. Au Centre Léon Bérard, l’implantation de grains d’iodes radioactifs dans la prostate est réalisée de manière hebdomadaire, ainsi que des HDR et PDR (source d’Ir192) pour les localisations ORL, gynécologiques ou bronchiques. Les objectifs du service de radiothérapie sont multiples :

• Réaliser des plans de traitement le plus personnalisé possible, • Définir la meilleure stratégie de traitement pour chaque patient, • Développer et mettre en place des techniques innovantes (IMRT, IGRT, SBRT…).

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4. L’équipe de recherche RIO 4.1 Personnel RIO (Rayonnement, Images, Oncologie) est une équipe de recherche du département de radiothérapie du CLB, attachée au laboratoire Créatis. Il s'agit d'une équipe multidisciplinaire composée de physiciens médicaux et informaticiens spécialistes du traitement d'images médicales. Mr David Sarrut (PhD), chercheur est responsable de cette équipe depuis sa création en 2003. Il encadre de nombreux étudiants dont :

• 2 post-doctorants, • 3 étudiants en thèse, • 1 étudiant en dernière année d’école d’ingénieurs, • 4 étudiants en master de recherche.

4.2 Moyens matériels L’équipe de recherche dispose de PC classiques, d’une station de calcul (PC bi-quad core avec 8 Go Ram qui sert de mini cluster) permettant de faire des simulations, de deux stations dosimétriques (CMS) et d’une station dosimétrique (Dosisoft). Le laboratoire a également conçu deux dispositifs : le premier est un fantôme dynamique élaboré dans le cadre de la thèse de Myriam Ayadi, le second dispositif est un système permettant d’enregistrer au moyen d’une caméra le mouvement respiratoire du patient avant et pendant l’irradiation en plaçant une cible (polystyrène expansé) sur l’abdomen du patient. Les étudiants utilisent des films radio- chromiques pour les manipulations concernant l’hadronthérapie.

4.3 Axes de recherche

L’équipe de recherche travaille principalement sur 2 sujets :

• L’optimisation du traitement du cancer du poumon

Elle consiste à modéliser les déformations des poumons due à la respiration par l’intermédiaire d’un recalage déformable, à compenser le mouvement respiratoire à l’aide d’une imagerie de contrôle (4D CBCT) et à établir une dosimétrie 4D permettant de calculer la dose reçue par le volume cible malgré le mouvement respiratoire. Enfin, un atlas anatomique « poumon » d’aide au contourage automatique est en cours de réalisation.

• La simulation Monte Carlo et la dosimétrie pour la thérapie par ions carbone

Une thèse est en cours afin de simuler un accélérateur linéaire et l’imageur portal. Un projet national « SimCa2» est en cours et a pour but de développer un logiciel Monte Carlo “ThIS” (Therapeutic Irradiation Simulator) basé sur l’utilisation de Géant4 pour la radiothérapie et l’hadronthérapie. Enfin, une étude portant sur la validation de la dosimétrie par ions Carbone et de la simulation Monte Carlo est en cours.

Simulation dosimétrique par ions Carbon e.

Plateau dynamique effectuant des

déplacements T-P ou A-P.

Distributions de dose dynamique

(prenant en compte le mouvement respiratoire).

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Annexe 2 : Etapes successives du traitement conformationnel du poumon en respiration libre au CLB.

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Annexe 3 : Déplacement du fantôme dynamique dans la directi on tête-pieds. Le fantôme composé de polystyrène expansé dans lequel ont été insérés deux objets de densité différente : une balle remplie d’eau et une pyramide de PMMA, a été placé sur le fantôme dynamique. Contrairement à ce qui a été fait jusqu’à présent, nous avons décidé d’observer le volume de la balle lorsque le fantôme dynamique effectue un déplacement dans la direction tête-pieds. En effet, le plus grand déplacement de tumeurs pulmonaires a été observé dans la direction supéro-inférieure. Nous avons donc décidé de voir l’impact de ce déplacement dans le sens T-P sur les images TDM en utilisant trois acquisitions :

• « initiale » : réalisée dans le service de radiothérapie pour toutes les acquisitions thoraciques d’octobre 2006 à mars 2008. Les paramètres d’acquisition étaient ceux initialement prédéfinis par le constructeur Philips.

• « spiraloptim » : est désormais l’acquisition 3D utilisée pour les acquisitions de thorax, seins et abdomen. Les paramètres d’acquisition ont été optimisés en terme de diminution d’artéfacts sur les images TDM liés au mouvement respiratoire et d’amélioration d’un ITV (prenant en compte le déplacement de la tumeur au cours du cycle respiratoire du patient).

• « moyenne » : synchronisée à la respiration, permet de connaître la position et le volume de la tumeur au cours du cycle respiratoire. Elle est utilisée en routine clinique depuis avril 2008.

La figure suivante montre la déformation de la balle en mouvement suivant le déplacement antéropostérieur ou tête-pieds et suivant les acquisitions utilisées.

Déplacement A -P Déplacement T-P

« spiraloptim »

« initiale »

« moyenne »

Epaisseur de coupe 3mm Vue sagittale

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Nous nous sommes ensuite intéressés au volume de la balle en mouvement pour le déplacement T-P . Le fantôme dynamique effectue un déplacement de 15mm avec une période d’environ 3,5s (Bpm = 17). ITV théorique (=volume théorique De la balle en mvt) Commentaires : Nous avons constaté que l’acquisition « initiale » ne restitue pas la forme réelle d’un objet en déplacement. En effet, lorsque la balle effectue un déplacement A-P ou T-P, nous obtenons sur les images TDM des objets déformés et artéfactés. De plus, cette acquisition sous-estime le volume de la balle en mouvement quelque soit la direction du déplacement. L’acquisition « spiraloptim » permet d’avoir des objets dont la forme se rapproche plus de la forme réelle. L’optimisation des paramètres réalisée en considérant que la balle se déplaçait dans le sens A-P est donc aussi satisfaisante dans la direction T-P. Néanmoins, le volume de la balle en mouvement obtenue avec l’acquisition « spiraloptim » est supérieur à l’ITV théorique et le flou lié au déplacement n’est pas très progressif. L’acquisition « moyenne » est celle qui restitue le mieux la forme de la balle en mouvement. Son volume se rapproche le plus de l’ITV théorique. De plus, le flou engendré par le déplacement apparaît plus homogène par rapport à l’acquisition « spiraloptim » . Conclusion : Cette étude sur fantôme a permis de déterminer les paramètres d’acquisition optimaux en mode hélicoïdal pour se rapprocher d’un scanner axial lent et ainsi réduire les artéfacts dus au mouvement respiratoire. Nous avons donc dans un premier temps Nous avons également évalué les volumes de la balle en mouvement ainsi que sa déformation au cours du déplacement. L’acquisition « initiale » est celle qui nous donne les moins bons résultats à la fois sur le volume de la balle et sur sa forme (pour les déplacements A-P et T-P). Pour un déplacement A-P, nous avons observé une bonne corrélation entre les contours et les volumes de la balle avec les acquisitions « spiraloptim » et « moyenne » . Pour un déplacement T-P, les acquisitions « spiraloptim » et « moyenne » restituent bien la forme de la balle en mouvement. Toutefois, l’acquisition « spiraloptim » surestime le volume de l’objet par rapport à l’ITV théorique. Les contours ont été réalisés pour les 3 acquisitions de manière automatique en fixant au préalable un seuil de -980 (déterminé à partir du profil de densité). L’acquisition « moyenne » (acquisition 4D synchronisée à la respiration du patient) donne les meilleurs résultats en termes de déformation et de volume de la balle par rapport à la théorie. Elle donne un flou plus homogène autour de l’objet et permet donc une meilleure définition de l’ITV.

Dynamique MODALITE

Théorie 3D initial 3D spiraloptim

4D moyenne

Seuil - -980 -980 -980

Volume balle (cc) 56,0 50,0 59,9 57,0

erreur = acq° / théorie - -8.9% 6.9% 1.8%

T-P

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Annexe 4 : Influence du signal respiratoire du patient pour une acquisition 4D. La régularité du signal respiratoire a une influence sur la qualité des images 4D reconstruites. Si celui-ci est irrégulier, des artéfacts de mouvements non négligeables sont visibles sur les images TDM reconstruites et peuvent fausser la mesure précise de l’excursion de la tumeur. Ceci peut avoir pour conséquence des incertitudes dosimétriques et donc des incertitudes sur le traitement.

Considérons dans cette partie 2 patients : Le 1er patient respirait de façon irrégulière. L’image moyennée de l’acquisition 4D (image intégrée sur le temps) présente de nombreux artéfacts au niveau du diaphragme. Les images reconstruites ne sont pas très nettes ce qui peut entraîner des incertitudes sur les volumes de la tumeur et des poumons.

Le 2ème patient a respiré beaucoup plus régulièrement. Les images 4D reconstruites sont de meilleure qualité. Les volumes de la tumeur et des poumons sont définis de manière plus précise.

Images moyennées sur le temps en vue coronale et sagittale

Images reconstruites correspondant au maximum de l’inspiration

Signal arbitraire de la ceinture

Bpm moyen = 20

Images moyennées sur le temps en vue coronale et sagittale

Images reconstruites correspondant au maximum de l’inspiration

Temps

Temps

Bpm moyen = 17

Signal arbitraire de la ceinture

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Annexe 5 : Etude dosimétrique sur les volumes des PTV obten us à partir des acquisitions « spiraloptim » et « moyenne ». Les contours des tumeurs issus des des images des acquisitions « spiraloptim » et « moyenne » correspondaient à l’excursion maximale de la tumeur donc au volume tumoral interne (appelés respectivement ITVspiral et ITVmoyenne ). Une tumeur contourée sur une image 3D reconstruite en fonction de la phase représente le GTV à une phase précise du cycle respiratoire. Nous avons donc obtenu 4 ITV : les ITV issus des acquisitions « spiraloptim » et « moyenne » : ITVspiral et ITVmoyenne ainsi que les deux ITV issus de l’union des GTV des phases reconstruites : ITVextreme (défini à partir de l’union des GTV des phases extrêmes) et ITVtotal (défini à partir de l’union des 10 GTV tracés sur les 10 phases respiratoires reconstruites). Nous avons ensuite rajouté plusieurs marges pour obtenir les différents PTV en tenant compte de la modalité de traitement (RL ou SBRT).

• Pour les patients traités en respiration libre :

ITV CTV PTV

• Pour les patients traités en condition stéréotaxique :

ITV PTV Autour du PTV, nous avons ajouté une marge Vconf permettant de prendre en compte la pénombre en fonction du milieu. La densité du poumon est faible donc la pénombre est plus grande. La dose prescrite à l’isocentre (=centre de la tumeur) est soit de 70 Gy pour les traitements en respiration libre soit de 60 Gy pour les traitements en condition stéréotaxique. Nous avons voulu qu’au moins 99% du PTV reçoive 95% de la dose prescrite. L’isocentre de prescription a été choisi au centre de l’ITVspiral . Pour cela, nous avons utilisé 12 faisceaux de photons d’énergie 6MV conformés autour du Vconf (avec insertion des lames = 0%). Nous avons considéré que le poids de chaque faisceau était identique. Nous avons ensuite calculé pour la série de patients étudiés les HDV des PTVspiraloptim, PTVmoyenne, PTVextreme et PTVtotal. Le pourcentage du volume du PTV recevant 95% de la dose prescrite varie en fonction de la forme, de la mobilité de la tumeur ainsi que la densité à proximité de la tumeur.

V95 (%) Patient

PTVspiral PTVuntagged PTVminmax PTVtotal

1 99.75 99.49 99.20 98.98

2 99.50 99.40 99.20 98.20

3 98.80 98.50 98.20 98.00

4 99.67 98.34 98.72 97.03

5 99.00 98.80 98.40 98.20

6 99.97 99.97 99.88 99.81

7 99.47 99.33 99.27 98.60

8 99.20 99.40 98.80 94.20

9 99.98 81.80 72.52 73.02

10 99.50 98.90 96.70 94.15

5mm dans les 3 direct ions (maladie microscopique)

5mm dans les 3 directions (Set Up margin + erreurs dosimétriques )

5mm dans les 3 directions (Set Up margin + erreurs dosimétriques )

11

Le patient 6 est celui pour lequel nous avons observé le moins d’écart entre les pourcentages de PTV recevant 95% de la dose prescrite. Les HDV qui ont été calculés pour ce patient sont présentés ci-dessous : Ce patient avait une volumineuse lésion hilaire droite, peu mobile (déplacements T-P : 0mm ; A-P : 2,5mm et D-G : 2,3mm). Ainsi, utiliser un ITV issu d’une acquisition 3D ou 4D (y compris avec reconstruction des images correspondant à un instant du cycle respiratoire) n’a pas de grandes conséquences au niveau dosimétrique. La couverture de la tumeur par l’isodose 95% est tout à fait satisfaisante quelque soit le PTV considéré.

Dose (cGy)

Vol

ume

(%)

66,5

PTVspiral

PTVmoy

PTVextreme

PTVtotal

PTVspiral

PTVtotal

Coupe transversale représentant les PTV spiral et total entourés par l’isodose 95% pour le patient 6.

12

Le patient 9 est celui pour lequel nous avons observé le plus d’écart entre les pourcentages de PTV recevant 95% de la dose prescrite. Les HDV qui ont été calculés pour ce patient sont présentés ci-dessous :

PTVspiral

PTVmoy

PTVextreme

PTVtotal

Dose (cGy)

Vol

ume

(%)

57,0

Coupe coronale représentant les PTV spiral et total entourés par l’isodose 95% pour le patient 6.

Coupe sagittale représentant les PTV spiral et total entourés par l’isodose 95% (à gauche) et Digital Reconstructed Radiography (DRR) (à droite) pour le patient 6.

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Il avait une tumeur très mobile (déplacements T-P : 9,0mm ; A-P : 6,1mm et D-G : 2,7mm) située dans le lobe moyen droit. De plus, ce patient traité en condition stéréotaxique avait subi une lobectomie gauche ayant engendré un déplacement des intestins du côté gauche. Durant les acquisitions « spiraloptim » et « moyenne » , effectuées à un jour d’intervalle, la compression diaphragmatique n’a pas été reproductible et a accentué le phénomène de refoulement des intestins. Ceci a pour conséquence une variation dans la respiration résiduelle et donc dans le déplacement de la tumeur. Le volume de l’ITVtotal représente plus du double de celui de l’ITVspiral. 99,98% du PTVspiral a reçu 57Gy (correspondant à 95% de 60Gy). Seulement 73,02% du PTVtotal a reçu cette même dose. Par conséquent, si nous utilisons l’acquisition 3D pour établir un plan de traitement, seulement 73,02% du volume total de la tumeur en déplacement reçoit 57Gy. Ceci peut conduire à un échec du contrôle local de la tumeur et donc de la maladie. Nous avons observé les différentes isodoses englobant les 4 PTV.

Coupe transversale représentant les PTV spiral et total entourés par l’isodose 95% pour le patient 9.

Coupe coronale représentant les PTV spiral et total entourés par l’isodose 95% pour le patient 9.

Coupe sagittale représentant les PTV spiral et total entourés par l’isodose 95% (1) et DRR (2) pour le patient 9.

1

2

14

x’(x,t) = x+u(x,t)

Image objet - t-Image référence - t0-Info :

norme et direction

dttzyxDzyxD ttttissutissu ),,,(),,( ∫=

Cumul de la dose pour un point le long de sa

trajectoire pendant un cycle respiratoire (t)

Distribution de dose dynamique au point x,y,z incorporant les

effets du mouvement de l’organe

Distribution deDose Statique

planifiée à l’instant t du cycle

respiratoire délivrée pendant

dt

Remarque : Les plans de traitement réalisés ne tiennent pas compte de la respiration du patient et donc la déformation des poumons au cours de celle-ci. Cette dosimétrie ne représente donc pas la réalité et ne permet pas de connaître la dose exacte reçue par la tumeur en mouvement. Pour intégrer le mouvement respiratoire dans le plan de traitement, il faudrait faire de la dosimétrie dynamique. Elle permet de calculer la dose reçue par la tumeur en tenant compte des déformations du poumon. Cependant, les outils permettant de la réaliser ne sont pas encore disponibles « en clinique » dans les logiciels de planification de traitements. Ce travail a été réalisé dans le cadre de la thèse de Myriam Ayadi (2007). Elle a proposée une méthode de Cumul de Dose (MCD) basée sur un modèle de mouvement, c'est-à-dire la connaissance de tous les points d’une image au cours du temps. Nous expliquons dans la suite le principe de la MCD. Le modèle de mouvement peut être décrit par la formule suivante :

',','),,,( zyxtzyxφ =

Où φ est le champ de déformation, x, y, z sont les coordonnées d’un point de l’image à l’instant to de référence x’, y’, z’ sont les coordonnées d’un point de l’image à l’instant t.

D’après cette formule, connaissant le champ de déformation nous pouvons déduire la position du point à un instant t par rapport à l’instant de référence to. Notons que cela nécessite de choisir un instant de référence to qui peut être la fin d’expiration (phase la plus stable) ou la phase intermédiaire. Ce modèle de mouvement peut par exemple être obtenu par recalage déformable. Il permet de relier la position du voxel x avec sa position à l’instant t0 dans l’image suivante à l’instant t au moyen d’un vecteur de déplacement u(x,t). Nous disposons d’un TDM 4D, donc de 10 TDM 3D reconstruits, parmi lesquels nous fixons un TDM 3D de référence to (par exemple, la phase intermédiaire du cycle respiratoire). La dose cumulée revient donc à sommer des doses statiques correspondant à chaque instant selon le modèle de mouvement, c'est-à-dire en tenant compte du champ de déformation. Elle peut être exprimée de la façon suivante :

Champ de vect eurs

PPT soutenance finale thèse Myriam Ayadi

15

Après avoir établi un plan de traitement sur les images TDM correspondant à chaque phase respiratoire (considérée comme statique), la dose cumulée est calculée sur une image de référence en tenant compte du champ de déformation. D’autres stratégies de traitement du cancer du poumon utilisant une imagerie 4D existent. Nous citerons ici l’étude de Wolthaus (13).

41

Phase 0% Phase 10% Phase 20% Phase 30%

Phase 60%

Phase 50%

Phase 70% Phase 80%

Fin d’inspiration

Phase 90%

Phase 40% (interm.)

Méthode de cumul de distributions de dose grâce au modèle de

mouvement

CVCV

CVCV

CVCV

CV

CVCV

Fin d’expiration PPT soutenance finale thèse Myriam Ayadi

Différentes stratégies de traitement : respiration libre ; ITV ; Gating (maximum de l’expiration) ou position moyenne.

Wolthaus, IJROBP 2008 ( 13).

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• La première possibilité est le traitement en respiration libre. Un GTV est contouré sur une image moyennée puis des marges sont appliquées autour de ce volume pour obtenir un CTV et un PTV. Avec cette technique, le volume de tissu sain irradié est important. • La deuxième méthode repose sur l’utilisation d’un ITV. Il est déterminé en faisant l’union des GTV correspondant aux phases extrêmes. Le volume de tissu sain irradié est encore important mais la tumeur est irradiée quelque soit sa position au cours du cycle respiratoire du patient. • La troisième possibilité est d’irradier la tumeur à un instant au cours du cycle respiratoire, par exemple pendant l’expiration. En effet, le patient reste plus longtemps dans les phases correspondant à l’expiration. Ce sont également les plus stables parmi toutes les phases d’un cycle respiratoire. Cette technique est appelée « gating respiratoire ». • La dernière stratégie consiste à contourer un GTV sur une image reconstruite 3D sur laquelle la tumeur passe le plus de temps pendant un cycle respiratoire. Des marges préalablement quantifiées (formule de Van Herk (1,2,3) : tient compte des erreurs sytématiques et aléatoires) sont appliquées autour du GTV pour obtenir le CTV puis le PTV. Cette technique permet de réduire la dose reçue par les tissus sains tout en gardant un bon contrôle local de la tumeur. En effet, même si la tumeur n’est pas irradiée pendant une petite partie du cycle respiratoire, la couverture de dose est quand même satisfaisante (3,4). Avec cette stratégie, Wolthaus montre qu’avec une acquisition 4DCT, il est possible de réduire les marges (donc les volumes des PTV) et de faire une escalade de dose tout en préservant le plus possible les tissus sains. Ceci nécessite 1 CBCT quotidien afin de repositionner correctement le patient et ainsi annuler la « Set Up Margin ». Dans cette étude, Wolthaus a comparé les volumes des PTVConv (respiration libre), PTVITV, PTVGating et PTVMidP. Il a montré qu’en terme de volume, le PTVITV est plus large que les PTVGating et PTVMidP en moyenne de 6%. Ces 2 PTV sont plus petits que le PTVConv (-10%). Nous avons fait la même constatation dans l’étude dosimétrique réalisée. Conclusion : La méthode de l’ITV conduit à un PTV plus grand qu’un PTVConv. Les approches concernant le gating pendant l’expiration et une position temporelle moyenne sont comparables en terme de PTV. Cependant, utiliser la stratégie de la position temporelle moyenne est plus facile à implémenter en clinique car cette méthode n’affecte que la partie planification du traitement (elle n’intervient pas pendant le traitement contrairement au gating). Perspectives : Nous avons vu qu’établir un plan de traitement sur une phase « moyenne » permettait de faire une escalade de dose en épargnant le maximum de tissus sains. Nous avons donc, lors de l’étude clinique réalisée sur une série de patients atteints de cancer pulmonaire non à petites cellules, déterminé une phase « moyenne » (Cf. Partie 3). Pour cela, nous avons considéré que la tumeur passait le même temps dans chacune des 10 phases du cycle respiratoire. Par conséquent, la phase « temporelle moyenne » est la même que la phase « géométrique moyenne » . En contourant le GTV sur cette phase et en appliquant les marges autour de ce volume pour obtenir le CTV puis le PTV, nous pourrions établir un plan de traitement sur cette phase moyenne. Actuellement, nous ne pouvons pas encore quantifier les erreurs systématiques et aléatoires donc il nous est difficile d’appliquer la formule de Van Herk pour trouver la marge à appliquer pour obtenir le PTV. Nous proposons donc d’établir un plan de traitement sur la phase moyenne qui a été déterminée pour chaque patient en contourant le GTV puis en appliquant différentes marges autour de celui-ci. Nous pourrions donc faire plusieurs plans de traitement avec des marges différentes (inférieures à un ITV sinon le gain dosimétrique est nul) et voir ce que l’on obtient. Pour vérifier la dose réelle reçue par la tumeur, il faudrait faire de la dosimétrie dynamique. Ce travail fera vraisemblablement l’objet d’un prochain stage ; l’objectif étant la réduction des marges autour de la tumeur par rapport à un ITV tout en gardant un bon contrôle local de celle-ci.

17

Distributions de dose dynamique en coupes transvers ale, coronale et sagittale prenant en compte le mouvement respiratoire.

Références :

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