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Disponible en ligne sur www.sciencedirect.com

ITBM-RBM 29 (2008) 25–34

Article original

Adaptation de l’irradiation à l’activité tumorale en radiothérapieconformationnelle avec modulation d’intensité pour les cancers tête

et cou. Étude préliminaire sur fantômes

Irradiation adaptation to tumor activity with the help ofintensity-modulated radiation therapy for head and neck cancers.

Preliminary study on phantoms

F. Kubs a,b,c,∗, P. Aletti a,b, D. Wolf a, S. Millasseau c, V. Marchesi b

a Centre de recherche en automatique de Nancy (Cran–UMR7039), Nancy université, CNRS, 2, avenue de la Forêt-de-Haye, 54516 Vandœuvre-lès-Nancy, Franceb Département de physique médicale, centre Alexis-Vautrin, 6, avenue de Bourgogne, 54500 Vandœuvre-lès-Nancy, France

c Varian Medical Systems, 283, rue de la Minière, 78535 Buc, France

Recu le 11 decembre 2007 ; accepté le 12 decembre 2007Disponible sur Internet le 11 février 2008

ésumé

L’objectif de ce travail est d’indexer les doses d’irradiation sur l’activité tumorale et non plus seulement sur la géométrie de la tumeur. L’élaboration’un nouveau protocole d’irradiation hautement précis, fondée sur l’activité tumorale requière une configuration spécifique des volumes impliquéesfin d’utiliser ce type d’irradiation. En utilisant un système de planification inverse et deux fantômes tête et cou spécialement créés, nous avonséalisé la caractérisation du système suivant divers plans de traitement. À cette fin, deux modèles ont été créés et utilisés : un modèle géométriquet un modèle anatomique. Nos résultats ont montré qu’une irradiation hautement précise dans des zones limitées est possible avec la radiothérapieonformationnelle avec modulation d’intensité quand plusieurs conditions sont réunis comme la localisation, le nombre d’organes à risque, laistance entre volume cible prévisionnel et organes à risque, le volume et la localisation de l’activité tumorale et le nombre de faisceaux. Ainsi,fin d’utiliser cette méthode d’irradiation adaptée à l’activité tumorale, une géométrie précise sera nécessaire. Cependant, de telles hautes dosesotales ou fractionnées doivent être évaluées avec beaucoup de précaution avant être prescrites en clinique.

2008 Elsevier Masson SAS. Tous droits réservés.

bstract

The aim of this study was to index delivered doses of irradiation to tumor activity and not only to tumor geometry. The elaboration of a newighly precise treatment protocol, based on tumor activity required a specific configuration in order to use this type of irradiation. Using a Treatmentlanning System and two head and neck phantoms specially created, we have performed system characterization according to different treatmentlans. Two models were created and used: a simplistic and an anatomical model. Our results showed that high-precision radiotherapy in limited

ones is possible with intensity modulated radiation therapy when several conditions are met such as location, number of organs at risk, distanceetween Planning Target Volume and organs at risk, presence, volume and location of the tumor activity, number of fields. In order to use thisrradiation method adapted to the tumor activity, a precise geometry will be necessary. However such high total and fractionated doses should be arefully evaluated before being prescribed clinically.

2008 Elsevier Masson SAS. Tous droits réservés.

ots clés : Activité tumorale ; Optimisation biologique ; Dosimétrie ; Escalade de d

eywords: Tumor activity; Biological optimization; Dosimetry; Dose escalation; Int

∗ Auteur correspondant.Adresses e-mail : kubs.fleur@caramail.com (F. Kubs), pcaletti1@yahoo.fr (P. Ale

andrine.millasseau@varian.com (S. Millasseau), v.marchesi@nancy.fnclcc.fr (V. M

297-9562/$ – see front matter © 2008 Elsevier Masson SAS. Tous droits réservés.oi:10.1016/j.rbmret.2007.12.002

ose ; Radiothérapie conformationnelle avec modulation d’intensité (RCMI)

ensity-modulated radiation therapy (IMRT)

tti), didier.wolf@ensem.inpl-nancy.fr (D. Wolf),archesi).

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6 F. Kubs et al. / ITBM

. Introduction

La radiothérapie a suivi les progrès scientifiques de son siècleans une course d’abord à la compréhension des phénomènes etorénavant à l’hyperprécision des traitements. Cette hyperpréci-ion comprend la précision balistique pour délivrer le maximume dose à la tumeur en épargnant au maximum les tissus sainsnvironnants [1], et la précision biologique pour optimiser lesaramètres de l’irradiation, grâce à l’étude de modèles biolo-iques [2,3].

L’objectif de cette étude est d’adapter, grâce à la radiothéra-ie conformationnelle par modulation d’intensité (RCMI), lesoses d’irradiation sur l’activité tumorale et non plus seule-ent sur la géométrie de la tumeur. Cette activité tumorale

st obtenue à l’aide de la tomographie à émission de positonsTEP) et/ou de l’imagerie par résonance magnétique spectraleIRM spectrale) [4,5]. Par ailleurs, la RCMI avec collima-eur multilames a un objectif de conformation de dose. Poures configurations géométriques où un organe à risque (OAR)e trouve à proximité d’un volume cible et où une escaladee dose est préconisée afin d’augmenter le contrôle tumoral,a modulation d’intensité est particulièrement recommandée.n effet, la capacité de cette technique à créer des distribu-

ions de dose de forme complexe qui épousent la forme duolume cible permet une irradiation optimale de ce volumeinsi qu’une meilleure protection des OAR. Ainsi, la proxi-ité des volumes cibles aux organes critiques ou radiosensibles

écessite des gradients de dose élevés limitant l’irradiation desissus environnants et offre la possibilité d’un gain thérapeu-ique.

Actuellement, la technique du « Boost Integré Simultané »BIS) semble avoir un avantage certain pour escalader la doseur un deuxième niveau de dose [1]. Cette approche permetne meilleure distribution de dose, et semble plus efficace d’unoint de vue radiobiologique [6]. Cependant, il paraît pos-ible d’aller plus loin en s’adaptant à l’activité tumorale etn créant ainsi un troisième niveau de dose sur un volumelus ciblé. L’idée est d’effectuer une forte irradiation d’unolume sphérique (diamètre 1 cm au minimum) formant le troi-ième niveau de dose. Cela constitue la configuration recherchéepetit volume/forte dose ». La dimension minimale du troisièmeolume dépend à la fois de la résolution spatiale de l’imagerierâce à laquelle on obtient l’activité tumorale et des marges àppliquer en radiothérapie (≈ 0,5 cm). Dans notre étude, nousvons utilisé l’imagerie TEP (résolution approximativement,5 cm).

Enfin, l’augmentation de la précision permet d’augmenter lesoses. Et cette augmentation de dose demande à son tour unerécision accrue. Ainsi, comme les mouvements du patient etes organes internes sont maîtrisés au niveau de la région ORL,otre étude s’est concentrée sur les cancers tête et cou. En effet,e moyen de contention du centre Alexis-Vautrin (France), sys-ème thermoformé à cinq points d’attache, limite au maximum

’amplitude des mouvements inférieurs à 4 mm dans 95 % desas [7].

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. Matériels et méthode

.1. La simulation avec le logiciel de planification inverse

.1.1. Les paramètres étudiésPour le calcul de dose en RCMI à partir d’images scanner et

u contourage des différents volumes par le radiothérapeute, unogiciel de planification inverse est nécessaire. Nous avons ainsiaractérisé le logiciel de planification inverse Eclipse/Heliosu Treatment Planning System version 7.3.10 (TPS – Varianedical Systems, États-Unis), pour connaître ses limites tech-

ologiques et son aptitude à réaliser une irradiation hautementrécise en fonction des paramètres suivants : facteur de prio-ité, lissage, nombre de faisceaux et dose de prescription. Lesbjectifs dosimétriques que l’on souhaite atteindre se traduisentar des contraintes d’optimisation sur les volumes cibles. Cesontraintes s’expriment sous la forme de doses minimales etaximales acceptables pour le volume cible et les OAR. À

haque contrainte est associé un facteur de priorité correspon-ant à un coefficient de pondération. Ce facteur peut varier deà l’infini, nous avons choisi de le faire varier de 50 à 500 (en

ecà de 50, ce facteur n’entraîne pas de réelle priorité pour laontrainte de dose associée, et au-delà de 500, ce facteur n’alus de réel intérêt puisque dans ce cas l’ensemble des coeffi-ients de priorité doit également être augmenté pour être prisn compte). Le facteur de lissage joue sur la fluence et per-et de réduire le bruit statistique, dû à la randomisation du

rocessus de simulation. L’intérêt de ce lissage réside dans laifficulté à réaliser des profils irréguliers. En effet, ces derniersont difficiles à produire du fait des limitations mécaniques,ls peuvent significativement prolonger le temps nécessaire à’irradiation et sont très sensibles aux incertitudes de traite-

ent. Ainsi, afin de réduire la présence de fluctuations danses profils modulés, le lissage des profils permet d’éliminer lesautes fréquences spatiales présentes dans le spectre des pro-ls. Son utilisation permet aussi une convergence plus rapideers la solution finale. Le lissage est réalisé aussi bien dans lairection x que y, chacun pouvant avoir une pondération diffé-ente. Ainsi, plus ce facteur sera faible, plus le calcul de dose’effectuera en modulant fortement pouvant entraîner des pointshauds indésirables ; à l’inverse si l’on diminue ce facteur, laodulation sera réduite rendant plus difficile l’obtention de

otre objectif. Ce facteur a varié de 0 à 70, de manière à couvrira plage de valeurs utilisée en routine clinique. Le nombre deaisceaux a également été étudié, afin de déterminer le nombreinimal acceptable. Pour cela, les plans de traitement ont été

éalisés avec cinq, neuf ou 15 faisceaux coplanaires équirépartis8].

.1.2. Les fantômes virtuelsPour évaluer l’aptitude du TPS à calculer les doses selon

a configuration « petit volume/forte dose », deux groupes

e fantômes virtuels ont été créés et étudiés sur le TPSclipse/Helios version 7.3.10 (Varian Medical Systems, États-nis).

F. Kubs et al. / ITBM-RBM 29 (2008) 25–34 27

Fig. 1. À gauche, le modèle 1a comprend un seul volume cible, soit un PTVa de(H = 1,25 cm, R = 0,45 cm). À droite, le modèle 1b comprend un seul volume cible,différentes selon le volume cible : pour PTVa : H = 3,5, L = 5,85, W = 1,97 et S = 0,46,

Fig. 2. Le modèle 1c, pour l’évaluation du calcul de dose, comprend deuxvid

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olumes cibles PTV1a et PTV1b (0,5 cm3) contenus dans un volume cible plusmportant PTV1c (7,6 × 5,4 × 3 cm3). La distance entre les deux volumes et laose au PTV2 est variable.

.1.2.1. Les fantômes virtuels géométriques (modèles 1a, 1b etc). Le premier groupe, qui comprend trois modèles (modèlesa, 1b et 1c), forme le groupe dit géométrique (Figs. 1 et 2). Ilnclut des champs sphériques et cylindriques pour les volumes

dtca

ig. 3. Le modèle anatomique comprend plusieurs PTV, notamment l’activité tumorat PTV3) et des OAR, comme la moelle épinière et les parotides. Les contraintes deose : le premier niveau de dose (PTV1) a été fixé à 50 Gy, le deuxième (PTV2) à 70 G

volume 102,8 cm3 (H = 5 cm, R = 2,56 cm), soit un PTVb de volume 0,8 cm3

PTVa ou PTVb, entouré d’un OAR, dont les dimensions en centimètre sontet pour PTVb : H = 2, L = 1,82, W = 0,91 et S = 0,4.

ibles et les OAR. Si ces derniers sont inclus au plan de trai-ement, les contraintes de dose qui leurs sont appliquées sontrises en compte selon le besoin du test. La forme englobantee l’OAR de la Fig. 1b a pour but de mettre en évidence lesapacités à la fois de l’accélérateur et du TPS à pouvoir irradiern volume cible « protégé » par un OAR. Pour les géométriese la Fig. 1, la dose de prescription aux volumes cibles prévi-ionnels (Planning Target Volume [PTV]) a varié de 50 à 150 Gy2 Gy par fraction) de facon à couvrir la plage de doses utiliséesn routine clinique et au-delà dans un souci de caractérisationu logiciel. La géométrie de la Fig. 2 a pour objectif l’étude de’influence de l’irradiation d’un volume sur un autre en fonctione la distance entre ces volumes.

.1.2.2. Le fantôme virtuel anatomique (modèle 2). Le secondroupe (modèle 2) est dit anatomique, et inclus les structures sui-antes : PTV, activité tumorale et OAR comme la moelle épinièret les parotides (Fig. 3). Pour ce second modèle, l’évaluation

u TPS a porté sur la faisabilité de calculer une forte irradia-ion d’un volume infime (correspondant à l’activité tumorale)ontenu dans un PTV de taille standard. Les contraintes de dosesux OAR ont été respectées. Le volume cible comprend trois

le (PTV3), composant ainsi les trois niveaux de doses recherchés (PTV1, PTV2doses aux OAR ont été respectées. Le volume cible comprend trois niveaux de

y et le troisième (PTV3) indexé sur l’activité tumorale variait de 75 à 100 Gy.

2 -RBM 29 (2008) 25–34

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22.2.1.1. Le fantôme 1D–2D. Le premier fantôme, en polypro-pylène naturel, nommé fantôme 1D–2D, permet de réaliser descontrôles qualités en 1D et 2D (Fig. 4). C’est un cylindre de16 cm de diamètre et de longueur 20 cm, correspondant à des

8 F. Kubs et al. / ITBM

iveaux de dose : le premier niveau de dose (PTV1) a été fixé50 Gy, le deuxième (PTV2) à 70 Gy et le troisième (PTV3)

ndexé sur l’activité tumorale variait de 75 à 100 Gy.Trois études ont été menées en parallèle : influence du volume

e l’activité tumorale, influence de la distance entre volume ciblet OAR et escalade de dose, pour identifier la dose maximale quieut être appliquée au petit volume tout en respectant les tissusains et les OAR.

L’ensemble de ces divers plans de traitement a pour but’établir la géométrie complexe nécessaire (volume des PTV,résence ou non d’activité tumorale, localisation de la tumeur,es différents PTV par rapport aux OAR. . .) afin de réaliserne forte et précise irradiation, basée sur l’activité tumorale etermettant d’augmenter l’index thérapeutique.

.1.3. Les outils d’évaluationTrois outils d’évaluation ont été utilisés pour analyser les

ifférents plans de traitement étudiés et pour les comparer lesns aux autres par rapport à leur niveau de conformation et’homogénéité. Le but est de savoir sous quelle géométrie, lealcul de dose donne des résultats satisfaisants.

.1.3.1. Le nombre de conformation (NC). Le NC tient comptee l’irradiation de la tumeur et de celle des tissus sains.

C = VTIR

VT× VTIR

VIR,

vec VTIR : le volume tumoral couvert par l’isodose de réfé-ence ; VT : le volume tumoral ; VIR : le volume de l’isodose deéférence.

Plus NC est proche de 1, meilleure est la couverture duolume cible sans irradier trop fortement les tissus sains avoisi-ants [9].

.1.3.2. L’indice conformal index (COIN). Le COIN tientompte de la qualité de l’irradiation tumorale, de l’irradiation desissus sains non critiques et de l’irradiation des organes critiques.

OIN =[

NC ×∏NOC

i=1

[1 − VOCIR,i

VOC,i

]],

vec VOC : le volume de l’organe critique ; VOCIR : le volume de’organe critique couvert par l’isodose de référence ; NOC : leombre d’OAR.

D’après Baltas et al., un traitement est considéré optimum siet indice est supérieur à 0,64 [10]. Par ailleurs, si le pourcentagee volume de l’organe critique couvert par l’isodose de référencest nul, dans ce cas l’indice COIN vaut l’indice NC. Pour cetteaison et de manière à être plus restrictif, nous avons fixé le seuilu facteur NC à 0,6.

.1.3.3. L’indice d’homogénéité (IH). Permet d’évaluer

’uniformité de la dose au sein du volume cible.H = [(Dmax − Dmin)/Dpres] × 100 %, avec Dmax : la dosebtenue pour 2 % du volume cible ; Dmin : la dose obtenueour 98 % du volume cible ; Dpres : la dose prescrite au volume

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ig. 4. Fantôme 1D–2D développé au centre Alexis-Vautrin, en polypropylèneaturel permettant une dosimétrie 1D et 2D.

ible. Un traitement est considéré comme homogène si IH estnférieur à 10 % [11].

.2. Le contrôle qualité

Pour vérifier les résultats du TPS après irradiation, deux fan-ômes tête et cou ont été spécialement concus (fantôme 1D–2Dt fantôme 3D). Ces fantômes peuvent héberger trois types deétecteurs offrant soit une dosimétrie 1D (chambre d’ionisationTW 0,125 cm3), soit une dosimétrie 2D (film radiographiqueDR2), soit une dosimétrie 3D (gel dosimétrique, Glucogel

abriqué par l’unité de recherche de l’université Paul SabatierToulouse).L’irradiation a été réalisée grâce à un accélérateur linéaire

linac 23EX muni d’un collimateur multilames de 120 lamesVarian Medical Systems, États-Unis), avec un faisceau de pho-ons d’énergie 6 MV.

.2.1. Les fantômes réels concus

ig. 5. Fantôme 3D développé au centre Alexis-Vautrin, en PMMA permettantne dosimétrie 3D.

F. Kubs et al. / ITBM-RBM 29 (2008) 25–34 29

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ig. 6. Indices NC et IH en fonction du facteur de priorité pour les deux volumeprésenté par la droite en trait plein, le seuil IH par la droite en pointillé et la z

imensions anatomiques moyennes de la localisation tête et cou.e facteur correctif équivalent tissus de ce fantôme par rapport au

antôme cubique, utilisé en routine clinique composé de plaquese polystyrène PTW/RW3, est de 1,0072.

.2.1.2. Le fantôme 3D. Le second fantôme en polymethyl-ethacrylate (PMMA), nommé 3D, permet la réalisation de

ontrôle qualité en 3D (Fig. 5). Il utilise un matériau en pleinssor pour la vérification dosimétrique 3D, le gel dosimétrique.es outils dosimétriques classiques (chambres d’ionisation,lms, thermoluminescence. . .) ne sont pas adaptés pour visua-

iser et valider une dosimétrie « complexe » en 3D. Ainsi’utilisation du gel a permis d’accroître la précision du contrôlee qualité de la chaîne radiothérapeutique dans le domaine desrradiations complexes, en mesurant la répartition tridimension-elle de la dose absorbée lors de la simulation d’un traitemente radiothérapie [12].

La fonction dosimétrique tridimensionnelle du gel est révé-ée par l’IRM. Le principe est basé sur l’augmentation de laitesse de relaxation transverse (R2 = 1/T2) du proton linéaire-ent avec la dose d’irradiation. Ce qui fait du gel dosimétrique

n dosimètre intéressant pour la RCMI [13]. Puis la détermi-ation volumique des distributions de doses est obtenue parnalyse pixel par pixel de l’image IRM paramétrique T2 duel irradié. La réalisation d’une dosimétrie volumique par IRMécessite de disposer d’une substance équivalent-tissu présen-ant une réponse relaxométrique aux radiations ionisantes et’une méthode d’imagerie quantitative de résonance magné-ique, précise et reproductible [12]. Le gel utilisé, nommélucogel, est un gel créé par le laboratoire de chimie bioi-organique médicale, imagerie thérapeutique et diagnostique,CNRS FR2599–UPS) de Toulouse. Il est composé d’agent

élifiant, de solution ferreuse et d’eau minéralisée, un brevetst en cours de déposition. Grâce à une collaboration entre leentre Alexis-Vautrin, le centre de recherche en automatiquee Nancy (Cran) et ce laboratoire, nous avons pu obtenir et

Emem

les PTVa et PTVb irradiés par cinq, neuf ou 15 faisceaux (fx). Le seuil NC esthors tolérance » est grisée.

tiliser ce gel prometteur pour nos expérimentations. Il s’agit’un gel ferreux facilement utilisable en routine clinique, deensibilité élevée (0,15 s−1 Gy−1) et de très faible coefficient deiffusion (0,08 mm2 h−1). Ainsi, ce matériau allie à la fois lesualités des ferreux classiques (domaine de sensibilité étendu,aible toxicité, facilité d’utilisation) et celles des gels poly-ères d’emploi beaucoup plus onéreux et complexes (sensibilité

levée aux rayonnements ionisants et faible coefficient de dif-usion). Les images du gel irradié ont été réalisées au moyen’une antenne crâne sur un imageur IRM 1.5T GE SIGNAxcite HD MR System (General Electric, Milwaukee, WI). Ilst préférable d’utiliser une antenne crâne pour la réalisationes images RMN qui permet d’obtenir la meilleure précisione mesure des isodoses pour des fantômes de grand volume.e plus, le fantôme doit être placé au centre de l’antenne, qui

orrespond à la zone de détection optimale de l’antenne. La dis-ribution de doses à l’intérieur du gel a été déduite de l’imagearamétrique T2 obtenue à partir d’une séquence d’imagerielassique multi-spin-écho à 16 échos (TR/TE = 2000/20 ms).our une dosimétrie clinique standard (RCMI), les paramètres’imagerie correspondant à une résolution dosimétrique de,1 Gy et une résolution spatiale de 12 mm3 (2 × 2 × 3 mm3)ont une matrice d’acquisition de 1282, un champ de vue (FOV)arré de 2502 mm2 et une épaisseur de coupe de 3 mm. Parilleurs, les billes de gadolinium, visibles sur la Fig. 5, ontermis de conserver le même positionnement du fantôme sous’accélérateur et à l’IRM. Et dans les deux cas, le positionne-

ent a été réalisé à partir des lasers disponibles à la fois dans laalle d’irradiation et dans la salle avec l’IRM. Ainsi, grâce auxasers, la position de l’isocentre est parfaitement connue, et larécision du positionnement obtenue est ainsi la même que cellebtenue lors d’un traitement de patient, soit de l’ordre de 2 mm.

nfin, les irradiations ont eu lieu en respectant un fractionne-ent standard, mais en réalisant une dizaine de fractionnement

n une seule fois afin d’atteindre une dose de 20 Gy au maxi-um car, d’une part, le gel doit être révélé par l’IRM deux

30 F. Kubs et al. / ITBM-RBM 29 (2008) 25–34

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ig. 7. Indices NC et IH en fonction du facteur de lissage pour les deux volumeprésenté par la droite en trait plein, le seuil IH par la droite en pointillé et la z

trois heures après l’irradiation et, d’autre part, le gel possèdene bonne linéarité (pour la conversion en matrice de dose) poures doses inférieures à 30 Gy.

.2.2. L’outil d’évaluationLes distributions de doses obtenues ont été comparées à celles

alculées par le logiciel Eclipse dans le cadre d’une planifica-ion inverse. Comme les précisions géométrique et dosimétriqueont aussi importantes en RCMI, Low et al. [14] ont introduit laéthode du gamma index (γ) pour évaluer les distributions de

ose 2D et 3D. Cette méthode est basée sur un concept 4D :es trois dimensions de l’espace plus une dimension supplé-

entaire : la dimension dosimétrique, et permet la comparaisonuantitative de distributions de dose en 2D calculée et mesurée15]. Dans notre étude, le gamma index a été obtenu à partires matrices doses obtenues à partir des images IRM et à par-ir du logiciel GammaTool, qui est un module complémentaireu RIT113 v.3.13. La conversion des images IRM en matrice deoses a été réalisée à partir d’un programme original mis en placear le laboratoire de Chimie bioinorganique médicale, imageriehérapeutique et diagnostique (CNRS FR2599–UPS) de Tou-ouse. Par ailleurs, une calibration a été réalisée au préalableour cette conversion.

. Résultats et discussions

.1. La simulation avec les fantômes virtuels géométriques

.1.1. Le modèle 1aOn a réalisé l’étude de l’influence du facteur de priorité, du lis-

age, du nombre de faisceaux et de la dose prescrite, représentéeur les Figs. 6–8.

Pour l’influence du facteur de priorité, les résultats ont mon-ré une modélisation satisfaisante dans le cas de l’irradiation du

1dur

les PTVa et PTVb irradiés par cinq, neuf ou 15 faisceaux (fx). Le seuil NC esthors tolérance » est grisée.

TVa, à la fois pour l’indice NC et IH. Cependant d’après laig. 6, on se rend compte plus précisément que les valeurs de

’indice IH, pour un facteur de priorité de 50, ne sont pas accep-ables, traduisant une insuffisance de ce facteur pour obtenir une

odulation correcte. L’algorithme de calcul ne prend en compteue très légèrement les contraintes appliquées au volume cibleour un facteur de priorité inférieur ou égale à 50, entraînant’important sous- ou surdosage.

Pour les deux autres paramètres, la modélisation est satisfai-ante pour NC dans le cas de l’irradiation du PTVa, et pour IHuel que soit le PTV (Figs. 7 et 8). Pour le PTVb, la dégradatione l’indice NC est due à une mauvaise conformation du volumeible par l’isodose de référence, qui entraîne une augmentatione la dose aux tissus sains en périphérie du volume tumoral. Parilleurs, on remarque que plus le facteur de lissage augmente,eilleur est l’indice NC. En revanche, l’indice IH est meilleur,

lus le lissage diminue (Fig. 7). En effet, le lissage aplati le pic deose entraînant une meilleure homogénéité, mais également unlus fort pourcentage de tissus sains irradié. Il faut donc cher-her un compromis, c’est pourquoi la valeur 60 a été choisieour le lissage en x et 40 pour le lissage en y (valeurs utiliséesctuellement en clinique).

Globalement, les résultats pour l’indice NC sont meilleursour une irradiation avec neuf faisceaux, et pour IH, les résul-ats sont meilleurs et similaires pour une irradiation avec neufu 15 faisceaux. Nos résultats sont en accord avec ceux de Wut al. [8] qui ont recommandé une irradiation avec neuf fais-eaux pour les cancers tête et cou, par rapport à une irradiationcinq faisceaux. Ils n’ont recensé aucune amélioration percep-

ible entre une irradiation à neuf faisceaux et une irradiation à

5 faisceaux. Cependant, le temps de calcul était pratiquementoublé pour une irradiation avec 15 faisceaux, ce qui présenten inconvénient majeur pour la routine clinique. Bien que lesésultats soient meilleurs pour une modélisation avec neuf fais-

F. Kubs et al. / ITBM-RBM 29 (2008) 25–34 31

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ig. 8. Indices NC et IH en fonction de la dose de prescription pour les deux vost représenté par la droite en trait plein, le seuil IH par la droite en pointillé et

eaux, nos résultats avec cinq faisceaux, hormis ceux obtenusour une priorité de 50, étaient également acceptables pour unemps de calcul nettement réduit. Pour cette raison, nous avonstilisé une modélisation à cinq faisceaux pour les tests réalisésvec le modèle anatomique et un facteur de priorité supérieur à0.

.1.2. Le modèle 1bUne même étude a également été réalisée pour le modèle

b. Pour le facteur de priorité associé aux contraintes du PTV,a présence de points chauds s’est révélée à partir d’une valeure 100, et ce quel que soit le nombre de faisceaux fixé. Quelue soit le facteur de lissage et le nombre de faisceaux, desoints chauds sont également apparus sur les coupes passantroche de l’isocentre. Ce phénomène de points chauds et doncette mauvaise modélisation peut s’expliquer par le caractèrextrême des conditions. En effet, l’OAR englobe la majeureartie du volume cible (égal à géométrie non réaliste, Fig. 1b). Enonclusion, on peut dire que le logiciel Eclipse/Helios a du mal àodéliser dans ces conditions extrêmes peu réalistes à la limite

e résolution. C’est pourquoi une irradiation plus conforme à ceui est rencontré en clinique a été réalisé avec le modèle 2.

.1.3. Le modèle 1cAucune influence n’est à noter lorsque deux structures

ont séparées par une distance supérieure à 2,6 cm. Quelue soit la distance, nos résultats ont montré une bonneodélisation pour les échelons de dose inférieurs à 30 Gy

DPTV1a − DPTV1c = 100–70 Gy). Ainsi suivant notre objectif’irradier fortement un petit volume, la dose au PTV1a ou 1b neevrait pas excéder les D + 30 Gy, où D représente la dose recue

ar le PTV1c. Pour un important échelon (> 30 Gy) entre deuxolumes, l’algorithme d’optimisation ne modélise pas correcte-ent en fonction des contraintes de dose souhaitées. Également,

our un faible échelon de dose (< 30 Gy), l’algorithme tend à uni-

(ida

cibles PTVa et PTVb irradiés par cinq, neuf ou 15 faisceaux (fx). Le seuil NCe « hors tolérance » est grisée.

ormiser la dose sur les deux volumes. Le choix de l’algorithme’est pas remis en question. En effet, ce problème de cal-ul de dose dépend essentiellement des limites physiques de’accélérateur. Ces limites sont implantées dans l’algorithmeui les prend ainsi en compte. Ces limites physiques sont mul-iples : pénombre, largeur des lames du collimateur, transmissionntre les lames. Ces lames fixent la taille minimale du champ’irradiation inférieur à 4 mm en raison de la pénombre de notreystème dans le sens de déplacement des lames. Dans le senserpendiculaire au déplacement des lames, cette taille minimalee peut être inférieure à 5 mm en raison de la largeur des lames.insi à cause de la transmission, de la pénombre et de la lar-eur des lames, la dose ne peut varier brutalement d’un volumel’autre. C’est pourquoi, quand un fort changement de dose

st demandé, le TPS force le passage d’une dose à l’autre. Celantraîne des oscillations au niveau de la limite entre les volumes,t donc une conformation de dose non appropriée et une homogé-éité dégradée. Par ailleurs, avec un faible changement de dosentre deux structures voisines, les limites physiques tendent àniformiser la dose. Ces limites physiques expliquent donc lesimites que nous avons rencontrées dans les calculs de dose pouros différentes configurations. Cela est également valable poures résultas obtenus pour le model 2.

.2. La simulation avec le fantôme virtuel anatomique

Les études sur le volume de PTV3 et sur la distanceTV − OAR ont été traitées parallèlement. De nos résultats,ous avons choisi de présenter ici les résultats obtenus pour’étude sur le volume en fixant la distance PTV − OAR à 0,8 cmt pour l’étude de la distance, nous avons fixé le PTV3 à 2,7 cm3

valeurs pour lesquelles les résultats sont les plus probants). Lesndices COIN et IH ont été calculés afin d’évaluer le volumee l’activité tumorale. Cette étude a été réalisée selon le modèlenatomique en prenant ou en ne prenant pas en compte les OAR.

32 F. Kubs et al. / ITBM-RBM 29 (2008) 25–34

Tableau 1Valeurs des indices COIN, NC et IH, selon que les OAR sont pris en compte (COIN et IH avec OAR) ou ne sont pas pris en compte (NC et sans OAR), et en fonctionde différents volumes pour le PTV3 (VPTV3)

VPTV3 = 0 cm3 VPTV3 = 0,4 cm3 VPTV3 = 1 cm3 VPTV3 = 2,7 cm3

COIN Avec OAR 0,85 0,32 0,29 0,76NC Sans OAR 0,78 0,05 0,22 0,72

IH (%) Avec OAR 6 3 1 3Sans OAR 6 4 2 2

Les valeurs grisées sont hors tolérances.

Tableau 2Valeurs de l’indice COIN et IH pour différentes doses d’irradiation au PTV3 et pour VPTV3 = 2,7 cm3

Échelon de dose entre PTV2 (70 Gy) et PTV3

5 Gy (DPTV3 = 75 Gy) 10 Gy (DPTV3 = 80 Gy) 20 Gy (DPTV3 = 90 Gy) 30 Gy (DPTV3 = 100 Gy)

CI

Ll

rVcam

tUvmcCpic

sdd5lLqdrqaàrt

tEcd

mdLldtdcrveévPCml

3.3. Le contrôle qualité

Suite à l’obtention de la géométrie recommandée pour réa-liser une irradiation hautement précise, il faut s’assurer que

OIN 0,69 0,73H (%) 4 5

e PTV3 a donc été modifié et les résultats sont résumés danse Tableau 1.

Pour l’ensemble des résultats, l’indice IH est largement infé-ieur à 10 %. La meilleure conformation a été obtenue pourPTV3 = 0 cm3 ou VPTV3 = 2,7 cm3. La configuration sans PTV3orrespond à la technique du BIS, soit deux niveaux de dosevec un boost sur le second niveau. Ainsi, le PTV3 peut être auinimum de 2,7 cm3, soit avoir un diamètre d’environ 2 cm.Parallèlement, pour évaluer la distance PTV − OAR, la paro-

ide homolatérale a été éloignée du volume cible de 0 à 2 cm.ne distance minimale de 0,8 cm entre PTV et OAR a été trou-ée nécessaire pour réaliser l’irradiation du modèle complexeis en œuvre. En effet avec une distance plus proche, des points

hauds apparaissent et l’indice COIN devient inférieur à 0,62.ette distance est sans doute liée à la pénombre qui est de 4 mmour une énergie de 6 MV. Donc pour une distance de 8 mm,l n’y a plus de recoupement de pénombres dû aux différentshamps de traitement, et donc pas de points chauds.

Une escalade de dose, allant de 75 à 100 Gy, a été réali-ée au sein du volume basé sur l’activité tumorale représentantes échelons de dose, allant de 5 Gy à 30 Gy (le second niveaue dose recevant une dose fixe de 70 Gy, et le premier niveau0 Gy). En s’appuyant sur les résultats précédents obtenus avece modèle 1c, les échelons de dose sont inférieurs à 30 Gy.’étude a été réalisé pour VPTV3 = 2,7 cm3. Le Tableau 2 montreue la meilleure conformation a été obtenue pour un échelone 20 Gy, soit une irradiation de 90 Gy pour le PTV3. Cela cor-espond aux résultats publiés par Zhou et al. [11] qui montrentue la dose à la tumeur peut être supérieure à 86 Gy si la doseux OAR est acceptable. Sinon cette dose peut être supérieure76 Gy. Plus l’échelon augmente au-dessus de 20 Gy, plus les

ésultats se dégradent, notamment l’homogénéité qui s’effondrerès vite au-delà d’un échelon de 30 Gy.

Afin de cibler encore plus précisément le volume de l’activité

umorale, une manière différente de contourer a été testée.n effet comme le montre la Fig. 9, un contourage dit « enouronne » a été effectué pour forcer le TPS à réaliser laosimétrie recherchée, c’est-à-dire obtenir la meilleure confor-

Fd(m

0,91 0,87 9

ation pour pouvoir réaliser l’irradiation de trois niveaux deoses tout en épargnant les tissus sains et OAR avoisinants.’indice COIN vaut 0,9 ± 1,5 % et l’indice IH 6 ± 0,7 %, danse cas du contourage en couronne pour un volume sphériquee l’activité tumorale de 0,5 cm3 (diamètre = 1 cm). Ce résul-at est confirmé par la Fig. 10 représentant les histogrammesose–volume (HDV) des deux plans de traitement, soit avec leontourage standard du PTV2, soit avec le contourage en cou-onne du PTV2. En effet, on remarque sur cette figure que leolume cible PTV3 est irradié plus précisément, un gain notablest obtenue en dose et en homogénéité, aussi les OAR sont mieuxpargnés avec le contourage en couronne. Ainsi, avec ce nou-eau type de contourage, le diamètre de 1 cm pour le volumeTV3 peut être irradié, tout ayant un bon index thérapeutique.omme expliqué précédemment, ce volume est le volume mini-um recherché, à la limite de la résolution de détection de

’activité tumorale en TEP.

ig. 9. Volume cible avec trois niveaux de dose (PTV1, PTV2 et PTV3),ont le deuxième niveau (PTV2) a été contouré en forme de couronneDpres (PTV3) = 90 Gy, distance PTV − OAR = 0,8 cm et V(PTV3) = 0,5 cm3 (dia-ètre = 1 cm)).

F. Kubs et al. / ITBM-RBM

Fig. 10. HDV du même plan de traitement soit avec un contourage standardd(m

ccpv

3

drldmtmldppé

oepgàa

3

nuda

p9mG

lrCbervsltler

4

dzlclalAlmÉ0ecdClrei0

tcEdroàmL[

dnt

u PTV2 (en gris), soit avec un contourage en couronne du PTV2 (en noir).Dpres (PTV3) = 90 Gy, distance PTV − OAR = 0,8 cm et V(PTV3) = 0,5 cm3 (dia-ètre = 1 cm).

ette dosimétrie est parfaitement distribuée. C’est pourquoi desontrôles qualités en 1D, 2D et 3D ont été réalisé sur plusieurslans de traitement selon les différents modèles créés, afin dealider notre géométrie extrêmement spécifique.

.3.1. Avec le fantôme 1D–2DEn dosimétrie absolue (contrôle qualité en 1D), la moyenne

u pourcentage d’erreur entre la dose calculée et la dose mesu-ée avec chambre d’ionisation est de l’ordre de 1 ± 0,9 % à’isocentre (zone de faible gradient de dose) et est de l’ordree 3 ± 1,4 % dans les zones à forts gradients de dose. Cetteoyenne a été effectuée sur un ensemble de 15 plans de trai-

ements réalisés avec nos deux modèles. Également, ce type deodulation est parfaitement reproductible et répétable. En effet,

’analyse de 12 mesures successives donne un écart type relatife 0,058 %. Aussi on peut observer de très faibles variations derès de 1 % sur la réponse du détecteur d’un jour à l’autre sur uneériode de trois mois (écart-type relatif pour le reproductibilitégal à 0,538 %).

En dosimétrie relative en 2D avec films, 5,3 % des pixelsnt un γ supérieur à 1, pour les isodoses supérieures à 20 %t des tolérances de 3 mm et 3 %. De plus, la localisation desixels, ayant un γ supérieur à 1, se trouve dans les zones à faibleradient de dose et non dans la zone où se trouve le volume cibletrois niveaux. Donc ce type d’irradiation donne des résultats

cceptables.

.3.2. Avec le fantôme 3DEn dosimétrie 3D, le gel dosimétrique a permis de valider

os plans de traitement en 3D. Au maximum 9 % des voxels ontn γ supérieur à 1, pour les isodoses supérieures à 20 % et poures tolérances de 3 mm et 3 %, que ce soit pour la configurationvec PTV3 = 2,7 cm3 ou 0,5 cm3.

L’accélérateur est donc capable d’irradier avec une grande

récision un volume de 1 cm3 avec une forte dose, allant jusque0 Gy, inclus dans un plan de traitement réaliste. Notre étude aontré la faisabilité de la dosimétrie 3D par IRM au moyen dulucogel. Son utilisation en routine clinique pourrait accroître

rfaa

29 (2008) 25–34 33

a précision du contrôle de qualité de la totalité de la chaîneadiothérapeutique dans le domaine des irradiations complexes.ette méthode dosimétrique permettrait de réduire considéra-lement le temps consacré au contrôle des plans de traitementsn RCMI, puisque l’analyse dosimétrique du gel prend envi-on une dizaine de minutes. Par ailleurs, les développements àenir porteront sur la réalisation de nouveaux gels radiosensiblesatisfaisant au mieux aux impératifs de coût, de facilité de réa-isation et d’emploi, de sensibilité en IRM, d’équivalence auxissus et de stabilité. Un autre axe de développement porte sura mise au point de techniques de mesures plus performantes, etn particulier sur les séquences en IRM de mesure des temps deelaxation T1 et T2.

. Conclusion

La radiothérapie conformationnelle par modulation’intensité permet une irradiation hautement précise dans desones limitées, selon une géométrie bien définie adaptée à’activité tumorale. En effet, la réponse dépend de différentesonditions, comme la localisation tumorale, le nombre d’OAR,a présence d’activité tumorale bien visible, le volume de cettectivité, sa localisation au sein de la tumeur, la localisation dea tumeur ainsi que son volume au sein de la zone à traiter.vec un contourage standard des différents OAR et PTV,

’activité tumorale peut atteindre un diamètre de 2 cm auinimum, et être irradié avec une dose allant de 75 à 90 Gy.galement, la distance PTV − OAR doit être supérieure à,8 cm. Dans ces conditions, l’indice COIN vaut 0,91 ± 2,3 %,t l’indice IH vaut 8 % ± 0,9 %. Avec un contourage « enouronne » pour le deuxième niveau de dose, on peut concevoire diminuer le diamètre du troisième niveau de dose à 1 cm.ette dimension correspond à la plus petite taille possible que

’on peut rencontrer en routine clinique, en tenant compte de laésolution spatiale de l’imagerie TEP et des marges à appliquern radiothérapie ORL pour prendre en compte les mouvementsnternes des organes. Dans ces conditions, l’indice COIN vaut,9 ± 1,5 % et l’indice IH 6 % ± 0,7 % [16].

Pour les mesures sur fantôme, le choix du détecteur est impor-ant ainsi que le bon positionnement du fantôme et du détecteur,’est pourquoi nous avons utilisé plusieurs types de détecteurs.n dosimétrie absolue, la différence entre mesure et calcul este l’ordre de 1 % à l’isocentre. En dosimétrie relative avec filmadiographique, le gamma index indique que 5,3 % des pixelsnt un gamma index supérieur à 1 pour les isodoses supérieures20 % et pour des tolérances de 3 mm et 3 %. Avec le gel dosi-étrique, 9 % des voxels ont un gamma index supérieur à 1.

’accélérateur délivre donc précisément la distribution de dose16].

Ce nouveau protocole sera prochainement évalué à partire données « patients » avant d’envisager une application cli-ique. Pour cela, une comparaison sera réalisée entre ce nouveauraitement et les traitements actuels pour évaluer l’impact thé-

apeutique, en simulation. De telles hautes doses totales ouractionnées doivent être évaluées avec beaucoup de précautionvant être prescrites en clinique. Par ailleurs des progrès sontussi attendus en imagerie, puisque la taille minimale que l’on

3 -RBM

psp

R

MPc

R

[

[

[

[

[

[

4 F. Kubs et al. / ITBM

eut irradier est à la limite de résolution de l’imagerie TEP. Ilerait donc bon d’attendre une amélioration de cette résolutionour parfaire la validation de ce protocole hautement précis.

emerciements

Ce travail a recu le soutien financier de la société Varianedical Systems France. Les auteurs tiennent à remercier Mr

ierre-André Vuissoz et Dr David Gensanne pour leur aideoncernant l’étude sur le gel dosimétrique.

éférences

[1] Eisbruch A. Intensity-modulated radiotherapy of head-and-neck cancer:encouraging early results. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2002;53(1):1–3.

[2] Brahme A. Individualizing cancer treatment: biological optimizationmodels in treatment planning and delivery. Int J Radiat Oncol Biol Phys2001;49(2):327–37.

[3] Yang Y, Xing L. Towards biologically conformal radiation therapy (BCRT):selective IMRT dose escalation under the guidance of spatial biology dis-tribution. Med Phys 2005;32(6):1473–84.

[4] Kurhanewicz J, Swanson MG, Nelson SJ, Vigneron DB. Combined magne-tic resonance imaging and spectroscopic imaging approach to molecularimaging of prostate cancer. J Magn Reson Imaging 2002;16(4):451–63.

[5] Chapman JD, Engelhardt EL, Stobbe CC, Schneider RF, Hanks GE. Mea-

suring hypoxia and predicting tumor radioresistance with nuclear medicineassays. Radiother Oncol 1998;46(3):229–37.

[6] Penagaricano JA, Papanikolaou N, Wu C, Yan Y. An assessment ofbiologically-based optimization (BORT) in the IMRT era. Med Dosim2005;30(1):12–9.

[

29 (2008) 25–34

[7] Lapeyre M, Marchesi V, Mege A, Aletti P, Graff P, Racadot S, et al.Intensity-modulated radiation therapy for head and neck cancers withbilateral irradiation of the neck: preliminary results. Cancer Radiother2004;8(3):134–47.

[8] Wu Q, Manning M, Schmidt-Ullrich R, Mohan R. The potential for sparingof parotids and escalation of biologically effective dose with intensity-modulated radiation treatments of head and neck cancers: a treatmentdesign study. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2000;46(1):195–205.

[9] Feuvret L, Noel G, Nauraye C, Garcia P, Mazeron J-J. Conformal indexand radiotherapy. Cancer Radiother 2004;8(2):108–19.

10] Baltas D, Kolotas C, Geramani K, Mould RF, Ioannidis G, Kekchidi M, etal. A conformal index (COIN) to evaluate implant quality and dose specifi-cation in brachytherapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys 1998;40(2):515–24.

11] Zhou J, Fei D, Wu Q. Potential of intensity-modulated radiotherapy toescalate doses to head-and-neck cancers: what is the maximal dose ? Int JRadiat Oncol Biol Phys 2003;57(3):673–82.

12] De Deene Y. Gel dosimetry for the dose verification of intensity modulatedradiotherapy treatments. Z Med Phys 2002;12(2):77–88.

13] De Deene Y, De Wagter C, Van Duyse B, Derycke S, De Neve W, Achten E.Three-dimensional dosimetry using polymer gel and magnetic resonanceimaging applied to the verification of conformal radiation therapy in head-and-neck cancer. Radiother Oncol 1998;48(3):283–91.

14] Low DA, Harms WB, Mutic S, Purdy JA. A technique for the quantitativeevaluation of dose distributions. Med Phys 1998;25(5):656–61.

15] Stock M, Kroupa B, Georg D. Interpretation and evaluation of the gammaindex and the gamma index angle for the verification of IMRT hybrid plans.Phys Med Biol 2005;50(3):399–411.

16] Kubs F, Aletti P, Wolf D, Millasseau S, Marchesi V. Irradiation adaptation totumor activity with the help of Intensity-Modulated Radiation Therapy forhead and neck cancer. In: Proceedings of the twenty-ninth annual interna-tional conference of the IEEE engineering in medicine and biology society.2007.