Détermination expérimentale des facteurs de correction de quatre détecteurs actifs utilisés pour la dosimétrie des minifaisceaux utilisés en radiothérapie

Cancer/Radiothérapie 22 (2018) 45–51

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Détermination expérimentale des facteurs de correction de quatre détecteurs actifs utilisés pour la dosimétrie des minifaisceaux utilisés en radiothérapie Experimental determination of correction factors of four detectors used in small field radiotherapy L. Ben Salem ∗ , A. Essadok , I. Saidani , M. Mahdouani , M. Benna , K. Mahjoubi , M. Besbes , F. Benna Unité de radiophysique, service de radiothérapie, institut Salah-Azaiz de Tunis, boulevard 9-Avril, 1006 Tunis, Tunisie

i n f o

a r t i c l e

Historique de l’article : Rec¸u le 19 juillet 2016 Rec¸u sous la forme révisée le 22 juillet 2017 ˆ 2017 Accepté le 2 aout Mots clés : Dosimétrie Film Gafchromic EBT3 Accélérateur linéaire

r é s u m é Objectif de l’étude. – L’objectif de ce travail était la détermination expérimentale des facteurs de correction f fmsr kQclin de quatre dosimètres actifs de commerce : deux chambres d’ionisation et deux diodes solides sur clin Qmsr la base des facteurs d’ouverture du collimateur de radiothérapie mesurés avec un film radiochromique pour un accélérateur linéaire équipé de cônes circulaires. Matériel et méthodes. – Dans un premier temps, un protocole de mesure de la dose par film radiochromique GafchromicTM EBT3 avec une précision de 2 % a été élaboré pour approcher le « facteur d’ouverture du collimateur de référence ». Par la suite, les facteurs correctifs de quatre détecteurs ont été déterminés pour deux chambres d’ionisation (PinPoint PTW 31016 3D, Micropoint Extradin A16) et deux diodes solides (PTW T60017 Diode, PTW-60019 Micro-Diamond). Ces mesures ont été effectuées sous des collimateurs ® coniques de BrainLAB définissant des faisceaux circulaires de diamètres à l’isocentre égaux à 7,5 mm, 10 mm, 12,5 mm, 15 mm, 17,5 mm, 20 mm, 25 mm, 30 mm, 35 mm et 45 mm d’un faisceau de photons X ® de 6MV généré par l’accélérateur linéaire ClinaciX (Varian ). Ces facteurs sont faiblement dépendants du type de l’accélérateur que ce soit le modèle ou le type collimation. Cela a permis leurs comparaisons avec ceux publiés pour le même type de détecteur et pour un accélérateur avec le même indice de qualité de faisceau. Résultats. – Les valeurs des facteurs correctifs, obtenues expérimentalement ont été comparables dans écart maximum de 1,9 % avec celles publiées des travaux utilisant le même type de détecteur (marque et modèle) et un accélérateur délivrant un faisceau de même indice de qualité pour la même taille de faisceau au point de mesure. Conclusion. – Le protocole de mesure par le film EBT3 utilisé comme dosimètre passif permettant de déterminer le « facteur d’ouverture du collimateur de référence » a été validé en comparant les données mesurées et publiées des facteurs de correction des détecteurs actifs. ´ e´ franc¸aise de radiotherapie ´ oncologique (SFRO). Publie´ par Elsevier Masson SAS. Tous © 2017 Societ ´ ´ droits reserv es.

a b s t r a c t Keywords: Film Dosimetry Gafchromic EBT3 Linear accelerator

f

f

msr Purpose. – The aim of this work is to determine experimentally the correction factors kQclin for four clin Qmsr active commercial dosimeters: two microchambers and two diode detectors based on the output factor measured with radiochromic film for a radiotherapy linear accelerator equipped with circular cones. Materials and methods. – Initially, a radiochromic film dosimetry measurement protocol with an accuracy of 2% was developed to approach the “reference output factor”. Afterwards, the corrective factors of four detectors were determined for two ionization chambers (PinPoint PTW 31016 3D, Micropoint

∗ Auteur correspondant. Adresse e-mail : lotfi[email protected] (L. Ben Salem). https://doi.org/10.1016/j.canrad.2017.08.110 ´ e´ franc¸aise de radiotherapie ´ ´ ´ 1278-3218/© 2017 Societ oncologique (SFRO). Publie´ par Elsevier Masson SAS. Tous droits reserv es.

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Extradin A16) and two diodes (PTW T60017 Diode, PTW-60019 Micro-Diamond). These measurements ® were carried out under conical BrainLAB collimators defining circular fields with diameters equal to 7.5 mm, 10 mm, 12.5 mm, 15 mm, 17.5 mm, 20 mm, 25 mm, 30 mm, 35 mm and 45 mm of a 6MV X-ray ® beam generated by the ClinaciX linear accelerator (Varian ). These factors are weakly dependent on the type of accelerator, whether the model and the collimation type. This allowed their comparisons with those published for the same type of detector and for an accelerator with the same index of beam quality. Results. – The correction factors obtained experimentally were comparable in maximum deviation of 1.9% with published ones of the works using the same type of detector (mark and model) and an accelerator delivering the same beam quality for the same field size at the measurement point. Conclusion. – The measurement protocol using the EBT3 film, which was used as a passive dosimeter to determine the “reference output factor”, was validated by comparing measured and published data of active detector correction factors. ´ e´ franc¸aise de radiotherapie ´ oncologique (SFRO). Published by Elsevier Masson SAS. All © 2017 Societ rights reserved.

1. Introduction Les minifaisceaux constituent la base des nouvelles technologies de radiothérapie moderne : la radiochirurgie, la radiothérapie stéréotaxique, la radiothérapie avec modulation d’intensité (RCMI), la tomothérapie. La dosimétrie des minifaisceaux continue à être problématique à cause de leurs propriétés intrinsèques : le rayon d’un minifaisceau de photons de haute énergie est par définition inférieur au parcours maximum des électrons secondaires diffusés latéralement, créant une zone de non-équilibre électronique, ce qui empêche l’application directe des protocoles internationaux de détermination de dose absolue de l’American Association of Physicists in Medicine (AAPM) TG-51 ou l’International Atomic Energy Agency (IAEA) TRS-398 [1,2]. S’ajoutant à cette difficulté de mesure, la perturbation électronique apportée par la présence de détecteur : le matériau est de densité différente de l’eau et sa taille est non négligeable par rapport à la dimension du minifaisceau. Les travaux d’Alfonso et al., entrepris dans le cadre du groupe de travail mis en place conjointement par l’IAEA et AAPM, ont constitué une base théorique pour la détermination de la dose absorbée dans l’eau des faisceaux de photons de petites dimensions utilisés en clinique en introduisant la notion de la taille de faisceau intermédiaire appelé aussi faisceau de référence spécifique à la machine, fmsr . Dans ce formalisme, ont également été introduits fclin fmsr la notion des facteurs correctifs kQ . Afin de déterminer le clin Qmsr facteur d’ouverture du collimateur des faisceaux non standard et atypiques pour un système dosimétrique donné dans le but de corriger sa non-équivalence tissu et sa mauvaise résolution spatiale. fmsr Le facteur de correction kfQclin peut être déterminé en clin Qmsr utilisant des méthodes de simulation Monte-Carlo ou par des comparaisons expérimentales avec la réponse d’un détecteur « idéal ». Les dosimètres passifs sont les meilleurs dosimètres à donner des résultats les plus proches des simulations Monte-Carlo selon Bassinet al., Pantelis et al. et le rapport de l’Institut de radioprotection et de sûreté nucléaire (IRSN) [3–5]. Ces facteurs sont faiblement dépendant du type de l’accélérateur (modèle et type de collimation) [6]. L’objectif de ce travail était la détermination expérimentale des fmsr pour quatre dosimètres actifs : facteurs de correction kfQclin clin Qmsr deux chambres d’ionisation (PinPoint PTW 31016 3D, Micropoint Extradin A16) et deux diodes solides (PTW T60017 Diode, PTW60019 Micro-Diamond) sur la base des facteurs d’ouverture du collimateur réalisée avec le film radiochromique GafchromicTM EBT3. Ce dernier présente selon Devic et al. des caractéristiques en termes d’équivalence tissu (Zeff = 7,46) et de résolution spatiale qui font de lui un dosimètre de choix pour ce type de mesure [7]. Les facteurs de correction déterminés sont comparés avec ceux publiés dans la littérature utilisant le même type de détecteur avec un

accélérateur ayant la même qualité de faisceau. Un protocole de mesure de la dose par film avec une précision de 2 % a été élaboré ce qui a permis dans un premier temps de mesurer les facteurs d’ouverture du collimateur dits « de référence » et par la suite de calculer les facteurs correctifs des quatre détecteurs de l’étude. Ces mesures ont été effectuées sous des collimateurs coniques ® de BrainLAB définissant des faisceaux circulaires de diamètres égaux à 7,5 mm, 10 mm, 12,5 mm, 15 mm, 17,5 mm, 20 mm, 25 mm, 30 mm, 35 mm et 45 mm d’un faisceau de photons X 6MV généré ® par l’accélérateur linéaire ClinaciX (Varian ). 2. Matériels et méthodes fclin fmsr 2.1. Facteur de correction kQ Q

clin msr

Pour les faisceaux larges, Le facteur d’ouverture du collimateur est généralement approché par le rapport des lectures des détecteurs [8] : FOCzref (fclin ) =

D (zref ,fclin ,SAD) M (zref ,fclin ,SAD) ≈ D (zref ,f10×10 ,SAD) M (zref ,f10×10 ,SAD)

(1)

Où SAD (technique isocentrique) peut être remplacé par SSD (distance source–surface fixe). L’approximation est basée sur la faible variation du spectre d’énergie des photons et des facteurs de perturbation entre les grands faisceaux et le faisceau de référence pour une qualité de faisceau donnée. Dans le cas des petits faisceaux, l’approximation ci-dessus n’est plus valable parce que, pour une qualité de faisceau donnée, même si les rapports des pouvoirs d’arrêt des électrons secondaires sont pratiquement constants pour toutes les tailles de faisceaux, les facteurs de perturbation dépendent considérablement du type de détecteur, de la taille du faisceau et du type d’accélérateur (taille effective de la source). Il est alors nécessaire d’appliquer strictement la définition du facteur d’ouverture du collimateur comme un rapport de dose des deux faisceaux, qui s’écrit : f

fclin f10×10 Q Q

clin 10×10

=

DQclin

clin

f

DQ10×10

10×10

f

=

MQclin

clin

f

MQ10×10

f10×10 kfQclin clin Q10×10

(2)

10×10

Le symbole  est utilisé dans le formalisme de l’AIEA-AAPM pour annoter le facteur d’ouverture du collimateur des petits faisceaux [9]. fclin f10×10 Q Q

clin 10×10

f10×10 = FOC (fclin ) kfQclin clin Q10×10 f10×10 kfQclin clin Q10×10

(3)

Le facteur correctif peut être déterminé en utilisant des techniques de simulation Monte-Carlo ou par des comparaisons expérimentales avec la réponse d’un détecteur « idéal ».

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L’IRSN, dans son rapport no 2013-010, a montré à travers une campagne de mesure que les dosimètres passifs (les MicroLif thermoluminescents et les films radiochromiques) peuvent être utilisés pour approcher le facteur d’ouverture du collimateur de référence [3]. La même démarche a été utilisée par Pentelis et al., Azangwe et al. et Tanny et al. qui ont déterminé expérimentalement les facteurs correctifs des diodes et des chambres d’ionisation par comparaison par rapport aux résultats de gel polymère, external beam therapy (EBT), alanine et (thermoluminescent dosimeter [TLD]) [4,10,11]. Dans ce travail, la mesure directe sans facteur de correction des facteurs d’ouvertures du collimateur a été effectuée avec le film radiochromique EBT3, qui présente des caractéristiques en termes d’équivalence tissu et de résolution spatiale qui font de lui un dosimètre de choix pour ce type de mesure. Afin de valider cette méthode, un protocole de mesure de la dose par film avec une précision de 2 % a été élaboré ce qui a permis de mesurer dans un premier temps les « facteurs d’ouverture du collimateur de référence » et par la suite de calculer les facteurs correctifs des quatre détecteurs de l’étude. Ces facteurs sont, selon Francescon et al. et le rapport de l’IRSN, faiblement dépendants du type de l’accélérateur (modèle et type collimation), ce qui a permis leurs comparaisons avec ceux publiés utilisant le même type de détecteur avec un accélérateur ayant la même qualité de faisceau [3,6].

2.2. Appareil de stéréotaxie Les mesures ont été réalisées sous un faisceau de photons ® X de 6MV générés par l’accélérateur linéaire ClinacIX (Varian ). Le débit de dose était fixé à 500 UM/min, ce qui correspond au débit adopté par le centre dans les traitements de stéréotaxie intracrâniens. Un système de collimateurs coniques fourni par ® BrainLAB comme accessoire d’accélérateur conventionnel définissant des faisceaux circulaires de diamètres 7,5 mm, 10 mm, 12,5 mm, 15 mm, 17,5 mm, 20 mm, 25 mm, 30 mm, 35 mm et 45 mm (les dimensions étant relatives à la projection dans le plan de référence à l’isocentre de l’appareil soit à la distance de 1000 mm). Une précollimation est assurée en amont du localisateur par les mâchoires de l’appareil, décrivant une ouverture de 50 × 50 mm2 .

2.3. Détecteurs et dosimètres utilisés 2.3.1. Détecteurs actifs Comme cité précédemment, la détermination précise de la dose sur l’axe des petits faisceaux requiert des dosimètres de haute résolution spatiale et une bonne équivalence tissu. Quatre détecteurs actifs ont été utilisés : deux chambres d’ionisation, deux diodes. La liste des dosimètres utilisés et leurs principales caractéristiques est présentée dans le Tableau 1.

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2.3.2. Conditions de mesure Les mesures avec les détecteurs actifs ont été réalisées dans une cuve à eau (MP2, PTW) à la profondeur de 15 mm, la distance source–détecteur étant égale à 1000 mm. Tous les détecteurs ont été placés avec la manche parallèle au faisceau. Afin de s’assurer du centrage correct du détecteur, les profils en X et Y ont été réalisés avec le plus petit cône de diamètre 7,5 mm. Les détecteurs ont été recentrés par rapport à leurs maximums de réponse dans chaque direction. La charge a été collectée avec un électromètre Webline de PTW. Les mesures avec la chambre Exradin A16 (A16), Microion chamber PTW Pinpoint 3D (PP), PTW 60017 Diode (DE) et la PTW 60019 microDiamond (MD) ont été réalisées, respectivement, avec une tension de +300, +400, 0 et 0 V. L’irradiation et la lecture de la charge collectée par chaque détecteur ont été répétées au moins trois fois pour toutes les tailles de faisceaux et cinq fois pour les deux plus petits diamètres de cône (7,5 mm et 10 mm). Les mesures ont été répétées au moins trois fois pour chaque détecteur, séparées par des périodes de plusieurs semaines. Une moyenne statistique et un écart-type sur les valeurs mesurées ont pu alors être calculés. Pour les mesures de facteur d’ouverture du collimateur, toutes les irradiations ont été effectuées en délivrant 50 UM (unités moniteur) correspondant à une dose de 0,5 Gy dans les conditions de référence. 2.3.3. Dosimètre passif (EBT3) EBT3 est un film à autodéveloppement composé d’une épaisseur radiochromique active d’épaisseur 26 à 30 ␮m stratifiée entre deux couches de polyester de 125 ␮m contenant des sphères de silice microscopiques permettant d’éliminer les artéfacts en anneaux de Newton lors de la lecture du film avec le scanner. La couche active composée de molécules monomériques polymérisées change de propriétés optiques sous l’action des rayonnements ionisants. La composition chimique du film radiochromique EBT3 est presque équivalente au tissu (Zeff = 7,46) ce qui explique sa dépendance énergétique limitée d’après Devic et al. [7]. En outre, sa haute résolution spatiale et la gamme de doses mesurables annoncées par le constructeur qui va de 10 mGy à 40 Gy permettent un haut niveau de précision pour l’évaluation des zones à fort gradients de dose. ® Le film radiochromique Gafchromic EBT3 numéro de lot : 03161503 a été utilisé pour toutes les mesures expérimentales. Les films ont été irradiés, calibrés et numérisés conformément aux recommandations parues dans les notes techniques de Devic et al. [7] et en respectant les consignes du constructeur de films. 2.4. Conditions de mesures Les mesures avec le dosimètre passif ont été réalisées dans un fantôme solide RW3 de densité 1,03 g cm−3 (Zeff = 5,97). Le film radiochromique EBT3 a été placé à la profondeur de 15 mm. La distance source–détecteur a été fixée à 1000 mm. Une chambre d’ionisation a été placée dans l’épaisseur de rétrodiffusion en

Tableau 1 Dosimétrie des minifaisceaux de photons X utilisés en radiothérapie : caractéristiques des détecteurs actifs de cette étude. Corrections factors of four detectors used in small field radiotherapy: characteristics of active detectors in this study. Marque et modèle

Extradin A16 Micropoint (A16) PTW PinPoint 31016 (3D) (PP) PTW-60019 Micro Diamond (MD) PTW T60017 Diode Électron (DE) a b c

Volume sensible Composition

Zeff a

Densité

Volume (mm3 )

Diamètre (mm)

Épaisseur (mm)

Électrode centrale

Paroi

Air Air Diamant de synthèse Silicium

7,64 7,64 6 14

0,001 0,001 3,5 2,33

7 16 0,004 0,0025

2,4 2,9 2,2 1,12

2,7 2,9 0,001 0,0025

Shonka C552 aluminium

Shonka C552 PMMAb + graphite RW3c + résine époxy RW3 + résine époxy

eau : Zeff = 7,42. Polyméthylmétacrylate. RW3 est une composition de polystyrol et de TiO2 (PTW-Freiburg).

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profondeur après le film afin de contrôler en temps réel le débit de la machine. Un jour avant la date prévue de leurs irradiations, les films ont été découpés en des morceaux de 5 × 5 cm2 afin de minimiser les changements de réponse dus aux déformations qu’elles peuvent subir suite à l’action découpage. Une attention particulière a été portée à l’orientation des feuilles d’EBT3 une fois sorties de la pochette. La numérisation du film a été effectuée 48 heures après l’irradiation à l’aide d’un scanner de documents modèle « Epson Expression 10000XL flatbed scanner ». Le scanner a été réchauffé pendant 30 minutes avant la numérisation et il n’a pas été utilisé pendant plus de deux heures en continu pour éviter le chauffage de la lampe et du film. Les films ont été scannés en maintenant la même orientation et la même position du film sur la surface utile du scanner. Les films ont été numérisés avec une résolution de 75 dpi (pixels per pouce) et sauvegardés en format image (TIFF-48 bits, tagged image file format). L’analyse des données a été réalisée avec le logiciel FilmScan de PTW dans le canal rouge en raison de la grande sensibilité du film dans la région rouge du spectre visible, la valeur de la transmittance a été codée sur 16 bits. Chaque mesure enregistrée correspond à une moyenne de cinq numérisations de films. Les valeurs rapportées ont été les moyennes des valeurs de pixel sur la région centrale dimension 2 × 2 mm. La réponse du film a été déterminée en termes de densité optique nette (netOD) pour chaque pixel selon la formule (4) définie dans Devic et al. [7] :

 netOD = ODexp − ODunexp = log10

Iunexp − Ibckg

 (4)

Iexp − Ibckg

où : Iexp et Iunexp sont respectivement les lectures de valeurs de pixels des films irradiés et non irradiés. Ibckg est la lecture de la valeur de pixel de bruit de fond, qui correspond à la valeur maximale au niveau du support de film égale à 64500 dans notre cas. En ce qui concerne la calibration des films, juste avant de procéder à l’irradiation des films, la mesure de dose absorbée au niveau du film a été déterminée avec une incertitude de 2,1 % à l’aide d’une chambre d’ionisation de référence type Farmer 30013 de PTW en champ de 10 cm de côté. Une courbe d’étalonnage a été établie pour des doses allant de 0 à 4 Gy par pas de 0,5 Gy. Les points de mesures ont été reliés grâce à une interpolation polynomiale de second ordre. Les mesures de facteur d’ouverture du collimateur

Fig. 1. Dosimétrie des minifaisceaux de photons X utilisés en radiothérapie : facteurs d’ouverture du collimateur déterminés à l’aide des détecteurs actifs. ( ) Extradin A16 Micropoint ; ( ) PTW PinPoint 31016 (3D) ; ( ) PTW ) PTW 60019 MicroDiamond T60017 diode (electron/unshielded) ; ( Output factors of a linear accelerator used for radiotherapy, determined using active sensors.

ont été effectuées en délivrant 200 MU correspondant à une dose de 2 Gy dans les conditions de référence. 3. Résultats Les résultats des mesures   de facteur d’ouverture du collimaf Qclin

M clin

teur sans correction

f

M 10×10

l’étude sont présentés sur la Fig. 1. Les mesures répétées sont hautement reproductibles. Les barres d’erreurs représentent l’écart-type 1␴ calculé à partir de trois mesures réalisées en des périodes de temps séparées de plusieurs semaines (Tableau 2). Ces incertitudes incluent en plus des erreurs statistiques, les erreurs de positionnement de détecteur dans le plan (X,Y) et selon l’axe Z. Comme prévu, la dispersion des valeurs de facteur d’ouverture du collimateur est d’autant plus importante que le faisceau est petit et les courbes se rejoignent pour les diamètres de cônes supérieurs à 15 mm. La dispersion des valeurs de facteur d’ouverture du collimateur obtenues avec les différents détecteurs a atteint 8,5 %



Tableau 2 Dosimétrie des minifaisceaux de photons X utilisés en radiothérapie : facteurs d’ouverture du collimateur sans correction



et le dosimètre passif film EBT3. Small field radiotherapy conical collimator output factors without correction

f

M clin

f M clin

f

M 10×10



Qclin

f M 10×10

déterminés à l’aide des détecteurs actifs

f10×10



Qclin

pour les quatre détecteurs actifs de

f10×10

determined using the active detectors and the EBT3 passive dosimeter (in parentheses the

f10×10

standard deviation 1␴). Détecteurs

Micropoint Extradin A16 (A16) PinPoint PTW 31016 3D (PP) PTW T60017 Diode (DE) PTW-60019 MicroDiamond (MD) Film EBT3

Diamètre de cône 7,5 mm

10 mm

12,5 mm

15 mm

17,5 mm

20 mm

25 mm

30 mm

35 mm

45 mm

0,735 (1,3 %)

0,793 (0,4 %)

0,848 (0,4 %)

0,878 (0,6 %)

0,894 (0,2 %)

0,910 (0,7 %)

0,923 (0,3 %)

0,926 (0,4 %)

0,933 (0,3 %)

0,935 (0,1 %)

0,709 (0,1 %)

0,786 (0,7 %)

0,837 (0,2 %)

0,875 (0,3 %)

0,894 (0,2 %)

0,907 (0,3 %)

0,924 (0,4 %)

0,929 (0,5 %)

0,933 (0,4 %)

0,937 (0,3 %)

0,788 (0,3 %)

0,835 (0,6 %)

0,869 (0,2 %)

0,890 (0,2 %)

0,902 (0,2 %)

0,911 (0,2 %)

0,922 (0,2 %)

0,926 (0,2 %)

0,931 (0,2 %)

0,931 (0,4 %)

0,770 (0,4 %)

0,828 (0,3 %)

0,869 (0,2 %)

0,891 (0,0 %)

0,908 (0,3 %)

0,918 (0,3 %)

0,925 (0,1 %)

0,931 (0,1 %)

0,933 (0,4 %)

0,939 (0,0 %)

0,777 (1,0 %)

0,820 (1,3 %)

0,859 (1,1 %)

0,894 (1,1 %)

0,899 (1,1 %)

0,925 (1,1 %)

0,925 (0,7 %)

0,935 (1,2 %)

0,935 (1,0 %)

0,946 (0,5 %)

Entre parenthèses : écart-type 1␴.

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Fig. 2. Dosimétrie des minifaisceaux de photons X utilisés en radiothérapie : facteurs de correction des détecteurs actifs en fonction du diamètre de cône. ( ) Extradin A16 Micropoint ; ( ) PTW PinPoint 31016 (3D) ; ( ) PTW ) PTW 60019 MicroDiamond T60017 diode (electron/unshielded) ; ( Correction factors of active detectors used in small field radiotherapy as a function of cone diameter.

pour le plus petit diamètre de cône. Les mesures avec les chambres d’ionisation PP et A16 se regroupent en dessous de la réponse de deux diodes : la diode DE et la Micro-Diamond MD. Les valeurs de facteur d’ouverture du collimateur mesurées avec la diode DE et la diode MD sont très proches (Fig. 1) et la différence est inférieur à 1 % pour toutes les tailles de faisceau. Pour les trois plus petits diamètres de cônes (5 mm, 7,5 mm et 10 mm), le facteur d’ouverture du collimateur mesuré avec les deux chambres PP et A16 sont inférieur à celui avec les diodes DE et MD. L’effet du grand volume actif et sa composition notamment l’air contribuent à cette sous-estimation en raison des effets de déséquilibre électronique. En ce qui concerne les mesures réalisées avec le dosimètre passif, cinq films EBT3 par point de mesure ont été irradiés aussi bien pour les films de calibration que pour les films destinés aux mesures de facteur d’ouverture du collimateur. Une incertitude maximale de 1,3 % (1␴) sur les valeurs de facteur d’ouverture du collimateur a été calculée comprenant les incertitudes de numérisations et de calcul (Tableau 2). Les dosimètres passifs sont les plus aptes à donner des résultats proches des simulations Monte-Carlo selon Bassinet et al., Pantelis et al. et le rapport de l’IRSN [3–5]. En faisant l’hypothèse que la mesure directe sans facteur de correction des facteurs d’ouverture du collimateur peut être effectuée avec le film radiochromique EBT3, les facteurs correctifs de la réponse des détecteurs actifs ont alors été calculés au moyen de la formule (2) (Fig. 2). 4. Discussion Les valeurs obtenues avec les diodes DE et MD sont en bon accord avec celles obtenues par Dieterich et al. [12]. Ces mesures ont été

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Fig. 3. Dosimétrie des minifaisceaux de photons X utilisés en radiothérapie : facteurs d’ouverture du collimateur déterminés à l’aide de film EBT3 et des détecteurs ) Extradin A16 Micropoint ; ( ) PTW PinPoint 31016 (3D) ; ( actifs. ( ) PTW T60017 diode (electron/unshielded) ; ( ) PTW 60019 MicroDiamond ; ) Film EBT3 ( Output factors of collimator used in radiotherapy determined using EBT3 film and active detectors.

réalisées dans la même géométrie de fantôme (profondeur dans l’eau et distance source–surface) avec la diode PTW60008 sous un accélérateur VarianiX équipé d’une collimation conique de type Varian/Zmedeten et une précollimation de 5 × 5 cm2 . f10×10 sont supérieures à l’unité pour les Les valeurs de kfQclin clin Q10×10 chambres d’ionisation A16 et PP à cause de leurs sous-réponses dues à l’effet de moyennage de volume sensible relativement large associé à sa faible densité compte tenu de la présence d’air (Tableau 3). L’écart entre l’A16 et la PP traduit la différence de volumes actifs entre les deux chambres d’ionisation. L’excès de réponse estimé à 1,4 % de la diode DE pour le cône 7,5 mm est dû à la forte densité du matériau autour de son volume sensible contribuant à l’augmentation de la fluence des électrons secondaires. Les valeurs de facteur d’ouverture du collimateur effectuées avec la diode MD ont été les plus proches des résultats de mesures réalisées avec le dosimètre passif EBT3. Les résultats de facteur d’ouverture du collimateur trouvés ont été dans les barres d’erreurs des mesures réalisées avec le film EBT3 (Fig. 3). f10×10 Les facteurs correctifs kfQclin sont selon Francescon et al. et clin Q10×10 le rapport de l’IRSN faiblement dépendant du type de l’accélérateur, que ce soit le modèle ou le collimateur [3,6]. La même conclusion a été retenue par Bassinet et al., qui ont trouvé un écart inférieur à 1 % ® entre un Novalis et un Clinac2100 [5]. Pour tous les détecteurs de l’étude, les valeurs des facteurs correctifs obtenus expérimentalement ont été comparables dans écart maximum de 1,9 % avec celles publiées des travaux utilisant le même type de détecteur (marque et modèle) et un accélérateur délivrant la même qualité de faisceau f10×10 (Tableau 4). En outre, les valeurs de kfQclin pour les détecteurs clin Q10×10 PP et A16 comparées respectivement à celles de Czarnecki et al. et Tanny et al. étaient d’un accord meilleur que 2 % (Tableau 4)

Tableau 3 f f des détecteurs actifs en fonction du diamètre de cône. Dosimétrie des minifaisceaux de photons X utilisés en radiothérapie : facteur de correction kQclin 10×10 clin Q10×10 f f kQclin 10×10 correction factors of four detectors used in small field radiotherapy, as a function of the cone diameter. Q10×10 clin

Détecteurs

Micropoint Extradin A16 (A16) PinPoint PTW 31016 3D (PP) PTW T60017 Diode (DE) PTW-60019 Micro-Diamond (MD)

Diamètre de cône 7,5 mm

10 mm

12,5 mm

15 mm

17,5 mm

20 mm

25 mm

30 mm

35 mm

45 mm

1,057 1,096 0,986 1,010

1,033 1,043 0,982 0,989

1,013 1,026 0,988 0,989

1,018 1,022 1,005 1,003

1,006 1,006 0,996 0,990

1,016 1,019 1,015 1,007

1,002 1,000 1,003 0,999

1,010 1,007 1,010 1,005

1,002 1,003 1,005 1,003

1,011 1,009 1,011 1,007

50

clin

Détecteurs

Diamètre/Largeur (mm)

7,5

10

12,5

15

17,5

20

Extradin A16 Micropoint (A16)

1,045 (1,2 %)

1,018 (1,5 %)

1,007 (0,6 %)

10 015 (1,7 %)

1,001 (0,5 %)

1,001 (1,6 %)

PTW PinPoint 31016 (3D) (PP)

1,083 (1,3 %)

1,045 (–0,2 %)

1,030 (–0,3 %)

1,005 (1,7 %)

1,004 (0,2 %)

1,000 (1,9 %)

PTW 60017 Diode (electron/unshielded) (DE)

0,971 (1,5 %)

0,968 (1,4 %)

0,995 (–0,7 %)

0,993 (1,2 %)

1,010 (–1,4 %)

1,016 (–0,1 %)

PTW 60019 Micro Diamond (MD)

1,008 (0,2 %)

0,991 (–0,2 %)

0,995 (–0,6 %)

0,999 (0,4 %)

1,002 (–1,1 %)

1,004 (0,3 %)

Entre parenthèses l’écart avec les résultats du présent travail.

Étude

Modèle de l’accélérateur

Francescon et al. (2011) [6], Tanny et al. (2015) [11] Czarnecki et al. (2013) [13,14] Bassinet et al. (2013) [5], Benmakhlouf et al. (2014) [16] Lárraga-Gutiérrez et al. (2015) [15]

Primus (Siemens), Synergy (Elekta) Siemens KD Novalis, Varian ClinaciX Varian ClinaciX

L. Ben Salem et al. / Cancer/Radiothérapie 22 (2018) 45–51

Tableau 4 f f publiés pour quatre dosimètres. Dosimétrie des minifaisceaux de photons X utilisés en radiothérapie : valeurs moyennes des facteurs correctifs kQclin 10×10 clin Q10×10 f f correction factors of four detectors used in small field radiotherapy (in brackets: the deviation from the results of this work). Average values of published kQclin 10×10 Q10×10

L. Ben Salem et al. / Cancer/Radiothérapie 22 (2018) 45–51

[11,13,14]. D’autre part, un excellent accord (1,1 %) a été observé fclin f10×10 pour la diode MD en comparant les valeurs de kQ avec celles clin Q10×10 de Lárraga-Gutiérrez et al. [15]. Ces valeurs ont été très proches de l’unité, ce qui a permis de valider les mesures de facteur d’ouverture du collimateur sans facteurs correctifs de la diode MD pour tous les diamètres de faisceaux de l’étude.

5. Conclusion Ce travail a permis de valider une procédure de mesure de facteur d’ouverture du collimateur moyennant le film EBT3 avec une incertitude maximale au point de mesure de 1,3 % (1 ␴). L’utilisation du film EBT3 comme dosimètre passif permettant de déterminer le « facteur d’ouverture du collimateur de référence » a pu être validée grâce à la comparaison des facteurs correctifs calculés avec celles publiées qui étaient en accord meilleur que 2 % pour tous les détecteurs de l’étude et pour toutes les tailles de faisceaux. Comme plusieurs auteurs l’ont déjà confirmé, les chambres d’ionisation Extradin A16 et l PinPoint sous-estiment la dose en dessous de 20 mm et ne peuvent alors être utilisés sans les facteurs de corrections disponibles pour le même type de dosimètre et la même qualité de faisceau [4,10,11]. Notre détecteur solide le MicroDiamond PTW60019, dont les facteurs correctifs sont les plus proches de l’unité, possède les valeurs de facteur d’ouverture du collimateur dans les barres d’erreurs des facteurs d’ouverture du collimateur réalisés avec le film EBT3. Par conséquent, ce détecteur peut alors être utilisé sans facteur de correction pour toutes les tailles de faisceau de l’étude. Ce travail a permis de montrer l’importance de l’application fmsr quand celui-ci est disponible pour la de facteur correctif kfQclin clin Qmsr même combinaison détecteur/qualité de faisceau, afin de corriger la non-équivalence des diodes avec les tissus et pallier à la mauvaise résolution spatiale des chambres d’ionisation.

Déclaration de liens d’intérêts Les auteurs déclarent ne pas avoir de liens d’intérêts.

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